[0001] 本发明涉及经颅磁刺激装置用线圈装置以及具备上述线圈装置的经颅磁刺激装置。

[0002] 1.1 现有技术近年来，中风等生活习惯病的患者数目增加。生活习惯病的后遗症之一为神经障碍性疼痛。神经障碍性疼痛是指由于某种理由障碍神经由此产生的手足的疼痛。

[0003] 通常，作为神经障碍性疼痛的治疗法，最初进行的是药物治疗。可是，药物治疗的治疗对象范围狭窄，并不是说对全部患者有效。根据这样的情况，提出了使用埋入到头部中的电极来直接电刺激大脑初级运动区的方法。可是，使用了埋入电极的电刺激治疗由于需要开颅手术，所以存在患者的负担非常大这样的问题。

[0004] 因此，大阪大学的斋藤先生等重复专心研究而提出在不使用埋入电极的情况下非侵袭性地刺激大脑初级运动区的经颅磁刺激法（具体地，利用通过在线圈中流动交流来形成的脉冲磁场对脑进行刺激的方法），并且，明显的是，根据该经颅磁刺激法，能够改善中风后的神经障碍性疼痛。可是，经颅磁刺激法虽然在不需要开颅手术的方面优越，但是其治疗效果仅持续1日左右，因此，需要接受每日磁刺激治疗。

[0005] 1.2 经颅磁刺激法经颅磁刺激为从内置于在头部表面放置的线圈装置的线圈产生脉冲磁场通过由该脉冲磁场在脑内感应的电场对脑进行磁刺激的手法。因此，对于线圈连接于驱动电路。根据该驱动电路，为了使瞬间的电流产生在线圈中，而从电源装置（包含交流电源、电源电路、升压电路。）向电容器蓄积电荷。之后，通过将晶闸管导通来在刺激线圈中流动电流。在刺激线圈与电容器的谐振电路中通过二极管流动电流之后，晶闸管变为关断。由此，正弦波1周期的量的电流在刺激线圈中流动。通过重复以上的工作，从而向线圈施加固定周期的交流来形成变动磁场，并且，受到该变动磁场的影响而在脑内中感应与线圈电流相反方向的涡流，通过使用该涡流来刺激神经元，从而产生活动电位。

[0006] 当像这样对脑的初级运动区进行磁刺激时，在与该刺激部位对应的身体的部分出现影响。例如，如果对与手或足的神经相连的初级运动区进行磁刺激，则手或足的神经被刺激而对应部位活动。这是被认为：在线圈中流动的电流在脑内感应与其相反方向的电流，其刺激中间神经元，进一步刺激皮质骨髓神经元，与所刺激的脑的部位对应的身体的一部分活动。

[0007] 磁刺激优越的方面在于侵袭性非常低。具体地，磁场在不被生物组织影响的情况下向脑内传递。因此，几乎不刺激具有痛觉感受器的头皮，几乎没有起因于该刺激的疼痛。

[0008] 历史上，针对人的磁刺激在1985年首次被报告，之后在神经疾病的诊断中被临床应用。此外，也报告了通过对具有各种神经疾病或精神疾病的患者反复地提供经颅磁刺激来改善其症状，近来年向治疗的应用进展。例如，关于抑郁症的治疗，发现了向前额区的刺激是有效的，2008年美国食品药物管理局（U.S. Food and Drug Administration）承认了针对耐药物治疗性的抑郁症的磁刺激治疗。关于帕金森综合征的治疗，也进行许多临床研究，蓄积了表示磁刺激的有效性的见解。如已述那样，磁刺激治疗也对神经障碍性疼痛发挥除痛效果。因此，当前，在日本在设备完备的医院中对各种神经疾病的患者进行磁刺激治疗。

[0009] 可是，以往的磁刺激装置有约70Kg的重量，此外，为了设置而需要电气工程，因此，只能在设备完备的医疗机构中利用。此外，在实际的治疗时，一边参照患者的MRI数据一边决定刺激位置，因此，需要由熟练的医疗从事者进行的治疗。因此，仅进行根据医疗机构的专家的治疗是实际情况，为了继续得到除痛效果，需要每天去医疗机构。因此，为了减轻患者的负担，寻求了能够仅通过由非医疗从事者进行的操作来利用的在家用磁刺激治疗装置的开发。

[0010] 1.3 经颅磁刺激装置当前，在医疗现场中，导入各种经颅磁刺激装置来利用。设想医生等医疗从事者进行操作的情况来制作了这些磁刺激装置，刺激的部位由医生决定。在作为具体的治疗的一个例子的神经障碍性疼痛的治疗中，对患者的脑的初级运动区附近进行刺激来确认被称为抽搐（twitch）的手指活动的痉挛的现象，将能够确认抽搐的脑的位置设定为刺激点，在治疗时向线圈施加能够确认抽搐的刺激强度的90%的电流。当要是脑内部的刺激位置偏离几毫米时，与目的的刺激部位不同的部位被刺激。因此，为了向目的的刺激部位提供适当强度的刺激，线圈被正确地设定于目的的部位是重要的。

[0011] 可是，神经障碍性疼痛的患者由于手足的疼痛QOL（Quality of Life，生活质量）显著地降低的情况较多。此外，报告了利用经颅磁刺激的除痛效果只持续1天左右。因此，期望线圈能够相对于刺激部位适当地且简单地位置对准的、安全且便宜且小型的在家用磁刺激治疗装置。

[0012] 1.4 用于经颅磁刺激的以往的刺激位置对准系统如上述，在经颅磁刺激中正确地刺激目的的脑部位是重要的。为了进行其，开发了各种位置对准系统。例如，提出了使用了红外线摄像机的位置对准系统。根据该系统，通过附属的光学式摄像机拍摄在头（脑）和刺激线圈附上的多个记号，在监视器画面中显示头（脑）与线圈的位置关系。此外，通过组合患者的MRI图像数据和摄像机的图像，从而正确地把握线圈与脑的相对位置，能够进行更正确的位置对准。实际上，位置偏离误差多少不同，但是，大体上为几毫米左右。可是，存在系统的尺寸较大、此外当不是医疗从事者时不会操作、进而价格较高等问题。

[0013] 1.5 用于经颅磁刺激的以往的刺激线圈如上述，期望在家用的磁刺激装置为小型的（compact）。另一方面，电力供给部的大小与线圈的刺激效率成反比例。因此，越是为高刺激效率而电力供给量越少就可以，电路元件的数目变少，装置为小型且便宜。因此，开发了能够更高效率地提供刺激的各种刺激线圈。
此外，经颅磁刺激根据其刺激特性而治疗效果不同，因此，开发了具有多种多样的刺激特性的各种线圈。

[0014] 例如，在1985年开发了能够对圆形线圈的中央正下方强烈地进行刺激的特性的圆形线圈。此外，在1988年开发了8字型线圈[参考文献1、2]。

[0015] （a）圆形线圈存在由美国的Magventure公司在商业上提供的圆形线圈。该圆形线圈为在壳体内置有例如将一个导线（导体）沿着阿基米德的螺旋弯曲成螺旋状后的一个螺旋线圈的线圈，有能够在宽广范围内进行刺激这样的优点，另一方面，有刺激效率差这样的缺点。线圈中央部分的刺激强度大致接近零。因此，认为圆形线圈被用于局部地刺激狭窄的部分的检查或治疗是不适当的。

[0016] （b）8字型线圈存在由美国的Magstim公司开发的8字型线圈。该8字型线圈为在壳体内置有将弯曲一个导线（导体）而具有2个螺旋线圈部分的8字螺旋线圈后的线圈。

[0017] 在工作时，在一个圆形线圈中沿顺时针方向流动电流，在另一个圆形线圈中沿逆时针流动电流，由此，能够对两个圆形线圈的中央部分所对应的部位进行强烈地刺激。与上述的圆形线圈相比能进行局部的刺激，因此，得到高的刺激效率。可是，存在鲁棒性（表明能够在更宽广的范围中产生涡流而即使有若干的偏离也能够有效地提供磁刺激的性质）低这样的课题。通常，8字型线圈由于其空间分辨率为5mm以内所以有能够以高的分辨率刺激脑这样的优点。

[0018] （c）H-线圈在2005年由Zangen先生等提出了H线圈。H线圈有能够通过在具有与脑垂直的方向分量的部分中流动的电流刺激脑的深部这样的优点。例如，与8字型线圈相比能够刺激到约2.5倍的深度。可是，H线圈有刺激效率差这样的问题。因此，对于寻求对深部的背外侧前额区进行刺激的抑郁症等的治疗，认为H线圈是有效的。此外，作为特征举出在刺激深部时感应电场的衰减少。因此，有在磁刺激时患者难以感觉到瞬间的疼痛这样的优点。

[0019] 现有技术文献专利文献
专利文献1：日本特开2012-125546号公报；
专利文献2：国际公开第2010/147064号公报；
专利文献3：国际公开第2015/122506号公报。

[0020] 发明要解决的课题1.6 与用于经颅磁刺激的位置对准系统有关的研究动向
如上述那样，关于以往的位置对准系统，使用高价的设备，并且，需要由医生进行的操作，因此，作为在家用装置不是适合的。从消除该问题的目的出发，大阪大学的西川先生等开发了更容易操作的数据集型磁场导航系统[参考文献3]。在此所说的数据集是指安装于刺激线圈的永久磁铁产生的磁场的强度和刺激线圈的三维位置的组合。磁场的强度由多个磁传感器测量。在本手法中，首先在医院中对患者安装带有磁传感器的眼镜型固定工具。为了使眼镜型固定工具装配在相同的位置，使用磁传感器对从安装于线圈的多个永久磁铁产生的磁力进行检测。此外，医生对最佳刺激位置进行特别指定来预先取得最佳刺激位置和与其对应的线圈的三维位置。在患者自身对准线圈的情况下，利用预先得到的数据集一边观察监视器一边判断为了移动到最佳刺激位置而怎样活动才好来进行操作。20几岁男性的健康者利用本系统时的位置偏离误差为5mm左右。

[0021] 1.7 与用于经颅磁刺激的高刺激效率激线圈有关的研究动向如上述那样，在家用的磁刺激装置为小型的是重要的。因此，寻求高效率的刺激线圈。
可是，虽然在此之前开发的线圈具有多种多样的刺激特性，但是为了作为在家用而使用，应该改善效率性。此外，将医生进行操作等作为前提能够在宽广范围进行刺激的鲁棒性高的线圈还未被开发。

[0022] 1.7.1 变形8字型线圈当前，利用了多种变形8字型线圈[参考文献4 15]。这些变形8字型线圈被分类为将2个~
螺旋线圈部分部分地重合后的线圈（重合型：参照图11）以及将2个螺旋线圈部分在不重合的情况下并排配置（非重合型：参照图3）。8字螺旋线圈还被分类为将2个螺旋线圈部分沿着阿基米德的螺旋弯曲后的阿基米德型（非偏心型）以及在2000年由关野先生等开发的、使2个螺旋线圈部分的每一个的中心朝向另一个螺旋线圈部分偏心（偏心型）。这些之中的偏心型的8字螺旋线圈为使圆形线圈的中心靠近另一个圆形线圈后的构造，在8字型线圈的中央部分紧密地配置导线。因此，在2个螺旋线圈部分接近的线圈部分或重合的线圈部分向相反方向流动电流，由此，能够使涡流集中于中心部正下方，因此，为得到比非偏心8字型线圈高效率的局部的刺激这样的特征。但是，关于变形8字型线圈，也认为对于鲁棒性存在改善的余地。

[0023] 此外，还提出了若干变形8字型线圈，但是，关于基本的性能没有戏剧性的不同。例如，处于英国SA34 OHR、卡马森郡、惠特兰、春天花园（Spring Gardens, Whitland, Carmarthenshire SA34 0HR）的Magstim公司所开发的Magstim 70mm（P/N 9790）为通常的8字型线圈。此外，处于丹麦法鲁姆DK-3520、Lucernemarken15（Lucernemarken 15, DK-3520, Farum, Denmark）的Magpro公司所开发的the Medtronic-Dantec MCB70 double coils以适合脑的方式折弯两侧的圆形线圈部的患者相向面。根据Axel Thielscher先生等针对这些8字型线圈进行的比较解析的结果[参考文献16]，在刺激效率的方面，Medtronic更优越19%。在刺激范围的方面，在两个8字型线圈之间几乎没有不同。在将能够以最大刺激强度的50%的强度刺激的面积比较时，能够确认Medtronic能够在更宽广16%范围进行刺激。
如以上结果所示那样，虽然提供了多个变形8字型线圈，但是，在刺激效率或刺激鲁棒性的方面，并未形成较大的改善。此外，在出售的线圈中，也存在几乎不考虑线圈所产生的磁场的影响等课题[参考文献17 18]。
~

[0024] 1.7.2 使用了铁芯的线圈为了提高刺激特性，在改变线圈的形状等的手法以外也提出了许多手法。例如，在2003年由B.H.Han先生等提出了通过在圆形线圈中添加强磁体的铁芯来改善刺激效率[参考文献19 21]。例如，确认了：在圆形线圈之上配置与其大致相同的大小的层叠铁芯的模型中，~
与未插入铁芯的模型相比，其刺激响度最大提高50 60%。根据本手法，与刚才的手法相比，~
刺激效率改善被改善到约3倍。可是，关于8字螺旋线圈，作为诊疗器被实用化的情况正在被讨论，在此之前也未进行用于提高该刺激特性的与铁芯的形状、配置有关的研究。

[0025] 存在针对不仅圆形线圈而且在形成与脑垂直的感应电流的H线圈中添加铁芯后的模型进行了刺激效率的解析的事例[参考文献22]。例如，根据R.Salvador先生等的报告，确认了：在H线圈中添加铁芯的模型的情况下，在脑表面的感应电场强度与无铁芯的模型相比增加50%。适当的铁芯形状根据刺激线圈的形状而不同，但是，在当前时间点只讨论仅对圆形线圈有效的铁芯形状。此外，针对已经在经颅磁刺激法中利用的偏心8字型线圈也未验证铁芯的效果。

[0026] 1.7.3 拱顶型线圈为了使磁刺激系统的位置对准变得简易，在专利文献3中提出了刺激鲁棒性更高的线圈。关于在该专利文献中提出的线圈的解析模型，使导线的匝数为20圈，导线的上侧球面半径为56mm，导线的下侧球面半径为100m。向该模型施加5.28kA、脉冲宽度298μs的电流（脉动电流），解析了在半球形脑模型（导电率0.1065S/m）的表面的感应电流密度。其结果是，与以往的8字型线圈相比，刺激鲁棒性的改善被确认。但是针对刺激效率期望进一步的改善。

[0027] 本发明的目的在于提供能够针对脑的磁刺激对象区域（表明应该提供磁刺激的区域）产生与现有技术相比较高的感应电场强度并且与现有技术相比较具有鲁棒性而能够用于例如在家用磁刺激装置的线圈装置、以及具备线圈装置的经颅磁刺激装置。

[0028] 用于解决课题的方案本发明的一个实施方式的经颅磁刺激装置用线圈装置是，一种经颅磁刺激装置用的线圈装置，所述经颅磁刺激装置将线圈设置为与人类的头部表面相向并且利用电磁感应在脑内的磁刺激对象区域中产生由感应电场引起的电流来刺激神经元，所述线圈装置的特征在于，具备：
线圈，沿着规定的基准面卷绕导线来构成；以及
磁体，被设置为在作为与所述头部隔着所述线圈相反侧的位置与所述线圈相向，在所述线圈被驱动时流动由感应电场引起的电流，并且利用由该感应电场引起的电流使在所述脑内的磁刺激对象区域中流动的由感应电场引起的电流与没有磁体时相比较增大。

[0029] 发明效果因此，根据本发明，能够针对脑的磁刺激对象区域产生与现有技术相比较高的感应电场强度，与现有技术相比较具有鲁棒性，能够用于例如在家用磁刺激装置。
附图说明

[0030] 图1是示出本发明的实施方式的经颅磁刺激装置的概略结构的立体图。

[0031] 图2是示出被组入到图1的系统中的线圈驱动电路的电路图。

[0032] 图3是被组入到图1所示的系统中的线圈装置的剖面图。

[0033] 图4是示出图1所示的线圈装置中的线圈与磁体的关系的立体图。

[0034] 图5是在X方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0035] 图6是在Y方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0036] 图7是在X方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的口字型磁体的立体图。

[0037] 图8是在Y方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的口字型磁体的立体图。

[0038] 图9是在XY方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0039] 图10是在XY方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0040] 图11是在XY方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的口字型磁体的立体图。

[0041] 图12是在XY方向上层叠有电磁钢板的立方体形状的口字型磁体的立体图。

[0042] 图13是在底面为曲面的壳体（casing）中内置有曲面型的线圈（非重合型）和磁体的线圈装置的剖面图。

[0043] 图14是在底面为曲面的壳体中内置有曲面型的线圈（重合型）和磁体的线圈装置的剖面图。

[0044] 图15是在底面为曲面的壳体中内置有平坦的线圈（非重合型）和磁体的线圈装置的剖面图。

[0045] 图16是在底面为曲面的壳体中内置有平坦的线圈（重合型）和磁体的线圈装置的剖面图。

[0046] 图17是在底面为弯曲面的壳体中内置有平坦的线圈（重合型或非重合型）和磁体的线圈装置的剖面图。

[0047] 图18是示出未包含磁体的比较模型的立体图。

[0048] 图19是示出包含磁体的改变模型的立体图。

[0049] 图20是用于解析的线圈的示意图。

[0050] 图21是在X方向上层叠有电磁钢板的长方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0051] 图22是在Y方向上层叠有电磁钢板的长方体形状的非口字型磁体的立体图。

[0052] 图23是在X方向上层叠有电磁钢板的长方体形状的口字型磁体的立体图。

[0053] 图24是在Y方向上层叠有电磁钢板的长方体形状的口字型磁体的立体图。

[0054] 图25是示出泄漏磁场解析的评价地点的立体图。

[0055] 图26是示出比较模型MF中的脑表面感应电场强度的分布的等高线图。

[0056] 图27是示出改变模型MXa中的脑表面感应电场强度的分布的等高线图。

[0057] 图28是示出改变模型MX中的脑表面感应电场强度的分布的等高线图。

[0058] 图29是示出改变模型MY中的脑表面感应电场强度的分布的等高线图。

[0059] 图30是示出改变模型MYa中的脑表面感应电场强度的分布的等高线图。

[0060] 图31是示出在改变模型MX的磁体内产生的感应电场强度分布的图。

[0061] 图32是示出在改变模型MY的磁体内产生的感应电场强度分布的图。

[0062] 图33是示出在模型A的磁体内流动的感应电流的立体图。

[0063] 图34是示出在模型C的磁体内流动的感应电流的立体图。

[0064] 图35是示出基本的解析模型的立体图。

[0065] 图36是示出在对脑模型中央部的平均感应电场进行计算时使用的元素（element）的立体图。

[0066] 图37A是示出具有长方体型磁体的模型的平面图。

[0067] 图37B是示出具有方形框型磁体的模型的平面图。

[0068] 图38A是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0069] 图38B是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0070] 图38C是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0071] 图39是示出通过脑表面中央部分的X轴方向和Y轴方向的感应电场强度分布的图。

[0072] 图40A是示出在长方体型磁体的表面的感应电流密度（X方向分量）的等高线图。

[0073] 图40B是示出在长方体型磁体的表面的感应电流密度（Y方向分量）的等高线图。

[0074] 图41是示出Z轴方向的磁场强度的图。

[0075] 图42是示出将X轴层叠和Y轴层叠组合后的模型的平面图。

[0076] 图43A是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0077] 图43B是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0078] 图43C是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0079] 图43D是示出脑模型表面的感应电场强度的等高线图。

[0080] 图44是示出通过脑表面中央部分的X轴方向和Y轴方向的感应电场强度分布的图。

[0081] 图45是示出XY层叠模型中的磁体内的感应电流分布和脑表面上的感应电场的立体图。

[0082] 图46是示出XY层叠模型中的磁体内的感应电流分布的解析结果的立体图的照片图像。

[0083] 图47A是示出解析模型的平面图。

[0084] 图47B是示出解析模型的平面图。

[0085] 图48是示出通过脑表面中央部分的X轴方向和Y轴方向的感应电场强度分布的图。

[0086] 图49是示出解析模型的磁等效电路的电路图。

[0087] 图50A是示出用于解析的拱顶（dome）型线圈的立体图。

[0088] 图50B是示出用于解析的拱顶型线圈的侧面图。

[0089] 图51A是示出用于解析的拱顶型线圈的立体图。

[0090] 图51B是示出用于解析的拱顶型线圈的侧面图。

[0091] 图52A是示出脑表面感应电场的解析结果的等高线图。

[0092] 图52B是示出脑表面感应电场的解析结果的等高线图。

[0093] 图52C是示出脑表面感应电场的解析结果的等高线图。

[0094] 图53A是示出没有磁体的线圈模型的鲁棒性（robustness）的图，并且，是示出脑表面的感应电场强度相对于脑模型表面的X坐标的图。

[0095] 图53B是示出没有磁体的线圈模型的鲁棒性的图，并且，是示出脑表面的感应电场强度相对于脑模型表面的X坐标的图。

[0096] 图54是示出多个线圈模型的刺激鲁棒性的图，并且，是示出Y轴方向的有效刺激距离相对于X轴方向的有效刺激距离的图表上的各模型的图。

[0097] 图55A是示出Y方向层叠方形框型磁体内的电流和其在脑表面形成的感应电场的立体图。

[0098] 图55B是示出Y方向层叠方形框型磁体内的电流和其在脑表面形成的感应电场的立体图。

[0099] 图56是示出具有Y方向层叠长方体型磁体的线圈模型的等效磁电路的电路图。

[0100] 图57是示出解析模型的概要的立体图。

[0101] 图58是示出通过磁体中央央部的XZ剖面中的磁力线的分布的剖面图。

[0102] 图59是示出改良解析模型的立体图。

[0103] 图60是表示了通过凸缘阻碍磁通量的泄漏的状况的剖面图。

[0104] 图61是示出利用有限元法（finite element method）的TMS的模拟模型的立体图。

[0105] 图62是使纵向层叠和横向层叠的组合层叠钢铁板位于中央偏心8字型线圈之上时的概略图。

[0106] 图63A是示出在导体表面产生的感应电场的等高线图。

[0107] 图63B是示出在导体表面产生的感应电场的等高线图。

[0108] 图63C是示出在导体表面产生的感应电场的等高线图。

[0109] 图63D是示出在导体表面产生的感应电场的等高线图。

[0110] 图63E是示出在导体表面产生的感应电场的等高线图。

[0111] 图64是示出在钢铁板表面产生的损失感应电流的照片图像。

[0112] 图65是表示了示出组合层叠钢铁板的侧部宽度与脑模型的感应电场强度的关系的表的图。

[0113] 本发明的实施方式以下，参照附图来对本发明的各种实施方式进行说明。再有，在以下的各实施方式中，对相同的结构要素标注相同的附图标记。

[0114] 在本实施方式中，为了提供能够针对人类的脑的磁刺激对象区域产生与现有技术相比较高的感应电场强度、与现有技术相比较具有鲁棒性并且能够用于例如在家用磁刺激装置的线圈装置、以及具备线圈装置的经颅磁刺激装置，本发明者等进行下述的工作得到了见解。

[0115] （1）在偏心8字型线圈和拱顶型线圈的每一个设置各种磁体（铁芯），针对线圈和磁体的组合的每一个利用数值解析求取脑模型表面上的感应电场强度，决定了能够最高效率地进行磁刺激的磁体的模型。

[0116] （2）针对各个组合，根据数值解析的结果来评价刺激鲁棒性，总结了磁体的形状与刺激鲁棒性的相关关系。

[0117] （3）利用数值解析决定了为了抑制泄漏磁场而在偏心8字型线圈中设置有铁氧体（ferrite）构件的模型即将满足了国际非电离辐射防护协会（ICNIRP）的磁场安全性基准（21A/m）的距离（离线圈的距离）最小化的模型。

[0118] 本实施方式根据基于细节后述的解析结果的见解，提供新的经颅磁刺激装置用线圈装置和具有上述线圈装置的经颅磁刺激装置。

[0119] 具体地，本发明的一个方式的经颅磁刺激装置用线圈装置具有沿着基准面将导线卷成螺旋状的线圈、以及在前述线圈的上方沿着前述线圈配置的磁体。在此，前述基准面也可以为平面、曲面或球面。即，实施方式的经颅磁刺激装置用线圈装置是，一种经颅磁刺激装置用的线圈装置，所述经颅磁刺激装置将绕组线线圈设置为与人类的头部表面相向并且利用电磁感应在脑内的磁刺激对象区域中产生由感应电场引起的电流来刺激神经元，所述线圈装置的特征在于，具备：线圈，沿着规定的基准面卷绕导线来构成；以及磁体，被设置为在作为与所述头部隔着所述线圈相反侧的、所述线圈的上方的位置与所述线圈相向，在所述线圈被驱动时流动由感应电场引起的电流，并且利用由该感应电场引起的电流使在所述脑内的磁刺激对象区域中流动的由感应电场引起的电流与没有磁体时相比较增大。

[0120] 此外，前述线圈也可以为非偏心螺旋线圈、偏心螺旋线圈或拱顶型线圈的任一个。或者，前述线圈也可以为具有2个螺旋线圈部分的非偏心8字螺旋线圈或偏心8字螺旋线圈的任一个。

[0121] 进而，当将沿着前述基准面使前述2个螺旋线圈部分的中心连结的线的方向设为X方向并且将沿着前述基准面与前述X方向正交的方向设为Y方向时，前述磁体被构成为在前述X方向上层叠多个电磁钢板也可。

[0122] 此外进而，当将沿着前述基准面使前述2个螺旋线圈部分的中心连结的线的方向设为X方向并且将沿着前述平面与前述X方向正交的方向设为Y方向时，前述磁体被构成为在前述Y方向上层叠多个电磁钢板也可。

[0123] 此外进而，当将沿着前述基准面使前述2个螺旋线圈部分的中心连结的线的方向设为X方向并且将沿着前述平面与前述X方向正交的方向设为Y方向时，前述磁体具备在前述X方向上层叠多个电磁钢板来构成的第一层叠磁体部分以及在前述Y方向上层叠多个电磁钢板来构成的第二层叠磁体部分也可。

[0124] 在此，前述磁体也可以在前述线圈的卷绕方向上层叠来构成。即，向线圈的各匝绕组线所堆积的方向堆积磁体的各个层叠板来构成也可。

[0125] 此外，关于前述X方向，在前述线圈装置的中央配置前述第二层叠磁体部分，在前述第二层叠磁体部分的两侧配置前述第一层叠磁体部分也可。

[0126] 在本发明的另一方式中，前述磁体在从与前述X方向和前述Y方向正交的Z方向来看时也可以为四边形、多边形、圆形、卵形或椭圆形。

[0127] 在本发明的另一方式中，前述磁体在从与前述X方向和前述Y方向正交的Z方向来看时的中央具有开口。

[0128] 实施方式的经颅磁刺激装置用线圈装置具有：8字状的线圈，具有将导线卷成螺旋状的2个螺旋线圈部分；以及
磁体，在前述线圈的上方沿着前述线圈配置，
在前述线圈的中央部中的导线的配置方向上层叠多个电磁钢板来构成前述磁体。

[0129] 本发明的又一方式的经颅磁刺激装置用线圈装置具有：8字状的线圈，具有将导线卷成螺旋状的2个螺旋线圈部分；以及
磁体，在前述线圈的上方沿着前述线圈配置，
在与将前述2个螺旋线圈部分的中心连结的方向正交的方向上层叠多个电磁钢板来构成前述磁体。

[0130] 实施方式的经颅磁刺激装置具备上述的任一个线圈装置。

[0131] 实施方式1.当参照图1时，经颅磁刺激装置1具有：向由未图示的支承机构（例如，椅子2或床）支承的例如患者3的脑的磁刺激对象区域提供磁刺激的磁刺激装置4。磁刺激装置4具有线圈装置5和控制单元6，以便形成向患者3的脑施加磁刺激的动态磁场。

[0132] 优选的是，如图1所示那样，线圈装置5通过适当的定位单元7支承，以使能够沿着患者3的头部表面自由地移动并且能够定位于任意的位置。线圈装置5具备线圈8以及由包围该线圈8的电绝缘材料构成的壳体9。壳体9具备与壳体9整体地形成的支架（holder）10，经由支架10被定位单元7保持。在实施方式中，线圈8为8字型线圈。8字型线圈为将2个螺旋线圈部分部分地重合的重合型以及在不重合的情况下并排排列2个螺旋线圈部分的非重合型的哪一个都可以。此外，8字型线圈为将2个螺旋线圈部分沿着阿基米德的螺旋弯曲的非偏心型以及使2个螺旋线圈部分的每一个的中心朝向另一个螺旋线圈部分移动的偏心型的哪一个都可以。

[0133] 壳体9整体地具备3个或其以上的观察对象（例如，标记11或突起等目标）。为了求取线圈8相对于患者头部的相对的位置和方向而利用这些观察对象。

[0134] 此外，经颅磁刺激装置1例如如以下那样构成也可。

[0135] 控制单元6具备箱型的罩壳（housing）12。罩壳12具备输入部13和输出部14。输入部13具备：设定经颅磁刺激装置1的驱动条件（例如，向线圈8施加的电压、电流、频率）的驱动条件设定部15；对由断层图像拍摄装置（例如，MRI、CT、PET）〕16生成的人体（特别是头部）断层图像数据进行接收的数据接收部17；以及对来自立体摄像式光学的三维位置传感摄像机（sensing camera）（以下，仅称为“摄像机”。）19的图像数据进行接收的数据接收部20，所述摄像机对在线圈装置5的壳体9设置的标记11和在患者3所装配的眼镜等装配品（例如，眼镜）或患者3的皮肤设置的3个或其以上的观察对象（例如，标记18或突起）同时进行拍摄。虽然未图示，但是，摄像机19被安装于定位单元7或收容有经颅磁刺激装置1的起居室的固定部。

[0136] 上述的断层图像拍摄装置16、数据接收部17、立体摄像式光学的三维位置传感摄像机19、数据接收部20等是为了进行线圈装置5针对头部照射部位的定位而使用的一个实施方式，也可以为其他的方式。

[0137] 在本实施方式中，向线圈施加的电流应该理解为不仅包含流动的方向与时间一起周期性地发生变化的电流（交流）也包含流动的方向为固定且大小周期性地发生变动的电流（所谓的“脉动电流”）的电流。

[0138] 输出部14被构成为连接于液晶显示装置等显示器21或具备显示器的计算机（未图示），能够将从控制单元6输出的数据（例如，图像数据）输出到显示器21来显示与那对应的图像。

[0139] 在罩壳12的内部收容有图2所示的线圈驱动电路25，该线圈驱动电路25经由电缆26与线圈8电连接。

[0140] 在使用具备以上的结构的经颅磁刺激装置1来治疗患者的情况下，根据由摄像机19拍摄的图像，求取线圈8相对于患者头部的位置。在显示器21中显示线圈8相对于患者头部的相对位置。由此，能够在患者头部的目的的场所（例如，最佳刺激位置）设置线圈8。之后，线圈驱动电路25根据通过输入部15输入的线圈驱动条件进行驱动，向患者3的脑提供磁刺激。线圈驱动电路25如图2所示那样具有：将电源61的输出电压变换为期望电压的电源电路62、对电源电路62的输出进行升压的升压电路63、从升压电路63利用输出来蓄积电荷的电容器64、对在电容器64中流动的电流进行调整的电阻65、以规定的定时对来自电容器64的输出进行工作来形成交流的半导体开关66，半导体开关66被构成为具备由控制电路67进行接通/关断控制的晶闸管31、以及相对于其在相反方向上并联连接的二极管31D，驱动半导体开关66而得到的电流被施加到线圈8。

[0141] 图3示出线圈装置5的概略结构。如图3所示，线圈装置5具有由非磁性且非导电性的材料构成的壳体9。在图3的实施方式中，壳体9与患者头部相向的底面21为与平面（XY平面）平行或大致平行的平坦的面，所述平面（XY平面）包含图3的左右方向（X方向）和与其正交的图的表背方向（Y方向）。在本实施方式中，该平面为基准面。

[0142] 在壳体9的内部收容有线圈8。在实施方式中，线圈8为沿着基准面在不重合的情况下配置将一个导线80弯曲成螺旋状而成的2个螺旋线圈部分81、82并且使2个螺旋线圈部分81、82的每一个的中心朝向另一个螺旋线圈部分偏心的偏心型且非重合型的8字螺旋线圈。
在实施方式中，如图4所示那样，将使构成8字螺旋线圈8的2个螺旋线圈部分81、82的中心
83、84连结的方向（与偏心方向一致。）设为X方向，将与基准面平行且与X方向正交的方向设为Y方向，将与基准面垂直的方向设为Z方向。在该情况下，在位于线圈部分81、82的中心83、
84的中间的中央部85以及其周边，绕组线（winding wire）80在Y方向上延伸。

[0143] 返回到图3，在壳体9的内部在线圈8之上在与线圈8之间空开规定的间隔收容有具有规定的体积的立方体形状的磁体22。磁体22也可以为由电磁钢板构成的一个板（上述的比较模型的磁体），为层叠有表面被绝缘保护膜覆盖的薄的电磁钢板的层叠体。在此，线圈8的下表面与脑表面相向，线圈8的上表面被构成为与磁体22相向。特征在于：将磁体22设置在与脑相反侧的线圈8的上侧，由此，与未设置磁体22时相比较，能够使脑的磁刺激对象区域中的感应电场强度大幅度地增大并且使该感应电场遍及更宽广的区域产生。

[0144] 磁体22为在X方向上层叠有电磁钢板的层叠体22A、22C（参照图5、图7）、在Y方向上层叠有电磁钢板的层叠体22B、22D（参照图6、图8）、在XY方向上层叠有电磁钢板的层叠体22E 22H（图9 图12）的哪一个都可以。磁体22也可以在其中央部设置有贯通上表面和下表~ ~
面的开口23（参照图7、图8、图11、图12）。再有，图9和图11所示的方式为将两侧的区域的电磁钢板层叠在X方向上而将它们之间的区域的电磁钢板层叠在Y方向上后的方式。图10和图
12所示的方式为将两侧的区域的电磁钢板层叠在Y方向上而将它们之间的区域的电磁钢板层叠在X方向上后的方式。

[0145] 在此，如以下那样对图5 图12的各模型标注模型名。~

[0146] 图5的模型：模型MX；图6的模型：模型MY；
图7的模型：模型MXa；
图8的模型：模型MYa；
图9的模型：模型MZY；
图10的模型：模型MZX；
图11的模型：模型MZYa；
图12的模型：模型MZXa。

[0147] 磁体22的平面形状（从Z方向来看的形状）为四边形、非四边形（例如，圆形、卵形、椭圆形（ellipse、oblong））的哪一个都可以。

[0148] 如上述那样，图3、图4的线圈8为偏心型且非重合型的8字螺旋线圈。可是，线圈8的种类并不是限定的，也能够利用偏心型且重合型的8字螺旋线圈、非偏心型且重合型的8字螺旋线圈、非偏心型且非重合型的8字螺旋线圈的任一个。

[0149] 在上述实施方式中，壳体9的底面21为平坦的面，但是，如图13 图16所示那样，也~可以为曲面。在该情况下，线圈8在不需要与曲面平行的情况下为曲面。只要“沿着”基准面配置即可，例如，也可以与包含X方向和Y方向的平坦的面平行地配置，也可以与曲面平行地配置。同样地，磁体22也在不需要与曲面平行的情况下为曲面。只要“沿着”基准面配置即可，例如，也可以与包含X方向和Y方向的平坦的面平行地配置，也可以与曲面平行地配置。
再有，关于球面型的线圈，能够通过将导线沿着球面配置来形成。此外，关于球面型的层叠型磁体，例如能够将平坦的层叠型磁体冲压（press）加工为球面状来形成。

[0150] 如图17所示那样，壳体9的底面也可以为使2个平坦的面以规定角度交叉的弯曲面。在该情况下，线圈8为偏心型或非偏心型、重合型或非重合型的都一个都可以。此外，线圈8和磁体22为弯曲面。只要“沿着”基准面配置即可，例如，也可以与包含X方向和Y方向的平坦的面平行地配置，也可以与弯曲面平行地配置。

[0151] 虽然未图示，但是，壳体9的底面21也可以为球面。在该情况下，线圈8为球面而不需要与球面平行。只要“沿着”基准面配置即可，例如，也可以与包含X方向和Y方向的平坦的面平行地配置，也可以与球面平行地配置。同样地，磁体22也为球面而不需要与球面平行。只要“沿着”基准面配置即可，例如，也可以与包含X方向和Y方向的平坦的面平行地配置，也可以与球面平行地配置。

[0152] 磁体22的大小优选为能够整体覆盖线圈8的大小。但是，在线圈8为8字型线圈的情况下，优选为覆盖2个螺旋线圈部分的至少最小内径区域的大小。

[0153] 再有，在以上的说明中，线圈为包含2个螺旋线圈部分的8字螺旋线圈，但是，本发明也能够同样应用包含3个或4个螺旋线圈部分的螺旋线圈。

[0154] 根据像这样构成的线圈装置5，如在上述的解析中说明那样，沿着线圈配置磁体，由此，与没有磁体的线圈装置相比，能够在脑表面形成更大的感应电场强度。特别地，在包含8字螺旋线圈的线圈装置的情况下，当在与将2个螺旋线圈部分的中心连结的方向正交的方向上层叠电磁钢板来构成磁体时，将泄漏磁通量抑制为最小限度，并且，还在规定的方向上具有高的鲁棒性，能够将更大的感应电场强度形成在作为磁刺激对象区域的目标治疗部位。实施例

[0155] 2.1 数值解析1本申请发明的发明者等针对磁刺激线圈装置为了谋求磁刺激效率的提高、泄漏磁场的削减、刺激鲁棒性的提高和小型化而制作2个解析模型，使用有限元法评价了感应磁场的强度、泄漏磁场、局部性。如图18所示那样，1个解析模型为在长方体的空间（空气区域）的内侧配置有长方体的脑模型和重合型的偏心8字螺旋线圈的模型（以下，称为“比较模型”。）。另一解析模型为如图19所示那样在长方体的空间（空气区域）的内侧除了上述的长方体的脑模型和偏心8字螺旋线圈之外还配置有立方体的磁体的模型（以下，称为“改变模型”。）。

[0156] 2.1.1 比较模型和改变模型在比较模型和改变模型中，长方体空间的大小为1000×1000×1600mm（表示“X方向的尺寸×Y方向的尺寸×Z方向的尺寸”。以下，同样地进行表示。），脑模型的大小为140×140×40mm。如图20所示那样，偏心8字螺旋线圈具有将宽度2mm、高度6mm的导线（导体）沿着一个平面卷绕成螺旋状来形成2个螺旋线圈部分81、82并且使这些2个螺旋线圈部分81、82的每一个的中心83、84彼此朝向另一个的中心偏心的2个偏心螺旋线圈部分81、82。关于各偏心螺旋线圈部分81、82，使最小内径为18mm，使最大外径为122mm，使偏心量（偏心螺旋线圈部分的外径中心与内径中心之间的距离）为27.5mm，使左右的偏心螺旋线圈部分81、82的内径中心间距离为42.5mm，使偏心侧的最小线圈间隙（coil gap）（在图18中，在右侧示出的偏心螺旋线圈部分81中为左侧区域，在左侧示出的偏心螺旋线圈部分82中为右侧区域）为
0.5mm。关于具有以上的结构的偏心8字螺旋线圈8，朝向X方向配置将2个偏心螺旋线圈部分的中心连结的线8L（以下，将该线称为“偏心8字螺旋线圈的中心轴”。）。

[0157] 如图18和图19所示那样，关于脑模型和偏心8字螺旋线圈，使偏心8字螺旋线圈的中心位于脑模型90的中心上。在脑模型90与偏心8字螺旋线圈8之间空开30mm的缝隙。关于偏心8字螺旋线圈8，将使2个偏心螺旋线圈部分81、82的中心83、84连结的线（以下，将该线称为“偏心8字螺旋线圈的中心轴”。）朝向X方向而将处于线圈的平面上且与偏心8字螺旋线圈8的中心轴8L正交的方向朝向Y方向配置。

[0158] 在图19所示的改变模型中，在偏心8字螺旋线圈之上空开0.5mm的缝隙配置了例如长方体的磁体22。关于长方体的磁体33，准备了图21 图24所示的4种磁体100A 100D。图21~ ~的磁体100A为在图21的Y方向上层叠电磁钢板而构成的长方磁体（非口字型）。图22的磁体
100B为在磁体100A的中央形成有四边形的开口（45mm×80mm）的长方磁体（口字型）。图23的磁体100C为在图23的X方向上层叠电磁钢板而构成的长方磁体（非口字型）。图24的磁体
100D为在磁体C的中央形成有四边形的开口（45mm×80mm）的长方磁体（口字型）。各磁体
100A 100D的大小具有覆盖偏心线圈8的上表面整体的程度的充分的面积。在计算上，忽视~
了电磁钢板的厚度。

[0159] 脑模型90的导电率为0.11（S/m）（这与脑的灰质的导电率相等。），相对磁导率为1。7
空气区域的导电率为0（S/m），相对磁导率为0。磁体的导电率为10（S/m），相对磁导率为
5000。两个解析模型的要素数目为约1, 000, 000。以下，将包含磁体100A、100B、100C、100D的改变模型分别称为“改变模型MY”、“改变模型MYa”、“改变模型MX”、“改变模型MXa”。

[0160] 2.1.2 解析方法（a）感应电场的计算式
电流密度的解析基于有限元法通过EDDY-jω法来进行。当在满足电磁场的方程式中将磁场设为B、将线圈电流的向量势（vector potential）设为Ac、将涡流的向量势设为Ae、将电场设为E、将电流设为J、将标量势（scalar potential）设为φ、将时间设为t时，磁场B由式（1）提供，电场E由式（2）提供。

[0161] [数式1][数式2]
[数式3]
。

[0162] 当φ=0且使μ0为真空的磁导率并且将（1）式的与涡流的向量势有关的项代入到式（3）中时，得到了下式的式（4）。

[0163] [数式4]。

[0164] 在此，Je为涡流。线圈电流的向量势由公知的毕奥•萨伐尔定律（Biot-Savart law）以下式的式（5）提供。

[0165] [数式5]。

[0166] 因此，由式（2）（4）和式（6）得到了式（7）。~

[0167] [数式6][数式7]
。

[0168] 在电磁场呈正弦波状进行时间变化的情况下，复数域（complex field）Ac（XYZ）由下式的式（8）提供。

[0169] [数式8]。

[0170] 因此，当将式（8）代入到式（7）中时，应该满足复数域的方程式由下式的式（9）提供。

[0171] [数式9]。

[0172] 在本解析中，作为解析结果得到该复数域。

[0173] （b）感应电场强度的解析为了评价磁刺激效率，针对比较模型和4个改变模型的每一个解析了脑模型90的上表面上的感应电场强度（以下，称为“脑表面感应电场强度”。）的分布和脑模型90的上表面的中央点（以下，称为“目标点”。）处的感应电场。为了评价目标点处的感应电场，将如图36所示那样处于离目标点90C半径10mm的半球90S的内侧的脑元素（在解析时定义的脑模型90的要素）中的感应电场的平均值作为有效刺激脑表面感应电场强度。

[0174] （c）线圈的上方向泄漏磁场的解析关于图18的比较模型和包含图21 图24所示的4个磁体100A 100D的图19的改变模型，~ ~
如图25所示那样计算了从目标点起向上方（Z轴方向）离开60cm的评价地点的磁场强度。

[0175] （d）刺激鲁棒性的解析为了对即使在刺激线圈8从规定的位置偏离的情况下也能够向目的的刺激位置提供期望的刺激强度的区域的大小（鲁棒性）进行评价，将在脑表面的最大感应电场的70%作为有效刺激强度，将具有与有效刺激强度相同或其以上的电场的区域作为有效刺激区域。分别求取有效刺激区域的X方向宽度和Y方向，将它们的一半的值作为最大容许偏离误差。

[0176] 2.1.3 解析结果（a）脑表面的感应电场强度
在图26中示出比较模型MF（图18）中的脑表面感应电场强度的分布，在图27 图30中示~
出改变模型MY、MYa、MX、MXa（参照图19、图21 图24）中的脑表面感应电场强度的分布。
~

[0177] （b）目标点的有效刺激脑表面感应电场强度在表1中示出目标点处的有效刺激脑表面感应电场强度
[表1]
。

[0178] 如表1所示那样，没有磁体的比较模型的有效脑表面感应电场强度为118（V/m）。与此相对地，4种改变模型MX、MXa、MY、MYa的有效脑表面感应电场强度分别为120（V/m）、129（V/m）、297（V/m）、207（V/m），哪一个改变模型都得到了比比较模型大的有效脑表面感应电场强度。特别地，在改变模型MY（具有在Y方向上层叠有电磁钢板的长方磁体的模型）中，得到了比较模型的约2.5倍的有效脑表面感应电场强度。由其结果可知，在偏心8字螺旋线圈8之上配置有磁体22的哪一个改变模型MX、MXa、MY、MYa都能够在脑模型90的表面和其内部形成与比较模型MF相比更多的感应电场。此外，已知：在与偏心8字螺旋线圈8的中心轴8L（X方向）正交的方向（Y方向）上层叠有电磁钢板的改变模型MY、MYa的情况下，能够在脑模型90的表面和其内部形成与在平行偏心8字螺旋线圈的中心轴的方向（X方向）上层叠有电磁钢板的模型MX、MXa相比远远大的感应电场。

[0179] （c）磁体内感应电场针对具备在X方向、Y方向上分别层叠有电磁钢板的长方磁体22的改变模型MX、MY解析了在磁体中央部的Y方向剖面和X方向剖面产生的感应电场的强度分布。在图31和图32中示出解析结果。如图31和图32所示那样，在改变模型MX的情况下，得到了在磁体22的下表面侧出现高强度的感应电场而在磁体22的上表面侧出现低强度的感应电场这样的结果。在改变模型MY的情况下，得到了如下这样的结果：在左侧区域中在磁体22的上表面侧出现高强度的感应电场并且在磁体22的下表面侧出现低强度的感应电场，但是，在右侧区域中在磁体
22的下表面侧出现高强度的感应电场并且在磁体22的上表面侧出现低强度的感应电场。

[0180] 根据该结果认为：如在图31 图34中由箭头示出那样，在改变模型MX中沿沿着Y方~向剖面的一个环状流动感应电流，在改变模型MY中在左右的各个区域中沿沿着X方向剖面的环状向相反方向流动感应电流。因此，认为：在哪一个改变模型的情况下都由于磁体所具有的高的磁导率而线圈周围的磁电阻减少，脑表面上的磁场被增强，脑内的电场加强。认为：在X方向上层叠有电磁钢板的改变模型MX的长方磁体22中流动图33那样的感应电流，向该感应电流使在脑表面形成的感应电流减弱的方向在脑表面的目标地点流动电流。此外，在X方向上层叠有电磁钢板的改变模型MXa的口字型磁体的情况下，认为：由于不会在中央部分中流动感应电流，所以不会使脑的感应电流减少。

[0181] 在Y方向上层叠有电磁钢板的改变模型MY的长方磁体22中流动图34那样的感应电流，因此，在目标地点形成与在线圈部分81、82中流动的电流在脑表面形成的感应电流正交的方向的电流，在Y方向上层叠有电磁钢板的改变模型MYa的口字型长方磁体的情况下，认为：磁导率减少，但是，不会使在线圈部分81、82中流动的电流在脑表面形成的感应电场减弱。因此，如表1所示那样，认为在Y方向上层叠有电磁钢板的长方磁体22的改变模型MY能够得到最高效率的刺激。

[0182] （d）泄漏磁场针对比较模型和4种改变模型得到了对从偏心8字螺旋线圈8的上表面的中心点起向上方（Z轴方向）离开60cm后的位置（称为“评价地点”。）的泄漏磁场强度进行计算后的结果，但是，评价地点处的泄漏磁场的强度在比较模型中为8（A/m），在4种改变模型中分别为9（A/m）、24（A/m）、9（A/m）、20（A/m）。此外，除了改变模型MXa（具有X方向层叠的口字型磁体的模型）之外的改变模型MY、MYa、MX都得到了满足国际非电离辐射防护委员会（ICNIRP）所确定的安全基准的结果。

[0183] 当对磁体22的有无和形状来看时，已知：没有磁体22的比较模型的泄漏磁场最少，按照非口字型长方磁体、口字型长方磁体的顺序泄漏磁场变大。这被认为是：在口字型磁体中磁场通过其中央开口部分朝向Z轴上方漏掉，另一方面，在非口字型长方磁体中由于那样的漏掉磁场被磁体内的感应电流遮断所以泄漏磁场减少。

[0184] （e）刺激鲁棒性对具有感应电场的峰（最大）值的70%以上的感应电场强度的范围的X方向和Y方向的宽度进行计算，针对比较模型和4种改变模型求取最大容许偏离该宽度的一半的值范围（线圈中心的位置偏离被容许的范围），在表2中示出最大容许偏离范围。

[0185] [表2]。

[0186] 从表2明显可知，在X方向上层叠有电磁钢板的改变模型MX、MXa的情况下，Y方向的最大容许偏离范围和X方向的最大容许偏离范围的差（改变模型MX为23mm，改变模型MXa为18mm）较大。与此相对地，在Y方向上层叠有电磁钢板的改变模型MY、MYa的情况下，与改变模型MX、MXa相比，X方向的最大容许偏离范围与Y方向的最大容许偏离范围的差（改变模型MX为7mm，改变模型MXa为14mm）较小。因此，确认了在Y方向上层叠有电磁钢板的改变模型MY、MYa具有比在X方向上层叠有电磁钢板的改变模型MX、MXa高的鲁棒性。确认了：在改变模型MX、MXa中，由于磁体22所具有的高的磁导率，线圈8的上方或侧方的磁通量线被吸引到磁体
22，发挥了上方或侧方的泄漏磁通量减少的效果。因此，特别是在在家治疗用的磁刺激装置中，为了避免与周围设备的干扰而寻求泄漏磁通量的减少，因此，认为磁体22的使用是有效的。此外，确认了：通过改变磁体22中的电磁钢板的层叠方法，从而能够调整脑的感应电流的分布。进而，确认了：通过扩大感应电流的分布范围，从而即使发生线圈的位置偏离也不会对目标地点处的刺激效果产生影响，即，能够提高针对位置偏离的鲁棒性。该方面也为能够将定位机构简便化这样的方面，在在家治疗用磁刺激装置中是有用的。

[0187] 2.2 数值解析22.2.1 解析模型
为了通过模拟求取最佳的刺激效率的磁体的形状模型，制作了接近实际的治疗环境的有限元解析模型。在磁体的形状或空气区域的设定等方面按照每个解析条件有稍微的差异，但是，针对概略图35所示的结构的基本解析模型进行了解析。在各解析模型中，从实际的人的头的皮肤到脑的灰质的平均距离为约13mm[参考文献23]，因此，线圈8与脑模型90的表面的距离设定为13mm。此外，设定了比脑或磁体22大的空气区域。这是因为认为：当空气区域与脑或磁体22相比过于小时，空气区域的端区域中的解析磁场发生变形，存在与实际上形成的磁场不同的可能性。进而，磁体22配置在线圈8的上方。这是因为，排除在脑内埋入磁体22的侵袭性模型。

[0188] 关于解析模型，使用由SIMENS股份有限公司商业出售的“Femap with NX Nastran v10.3.1”来制作。在制作解析模型的各要素时，分辨率设定为1 5mm。~

[0189] 2.2.2 刺激线圈在解析中使用了图37所示的偏心8字型线圈。该线圈为2012年由关野先生开发的线圈，与非偏心8字型线圈相比具有得到更高的刺激效率这样的优点。向图36的左侧的线圈沿逆时针方向施加了3.15kHz、3kA的脉冲电流。向图36的右侧的线圈沿顺时针方向施加了
3.15kHz、3kA的脉冲电流。

[0190] 2.2.3 磁体的特性用于解析的磁体（铁芯）为容易入手的强磁体的铁。将铁的相对磁导率设定为5, 000，将铁的导电率设定为10, 000, 000（S/m）。关于铁的形状，考虑到加工的容易性而采用长方体。关于设想了由薄的铁板的层叠体构成的磁体的模型，为了使磁体的导电性具有方向性而将在解析电磁场时与层叠方向正交的方向的导电率设定为0（S/m）。

[0191] 2.2.4 有限元法使用了从股份有限公司Photon商业上能够入手的导电率软件PhotoSeries[参考文献
28]来进行了有限元法的解析。此时，使用动态磁场的频率响应解析软件PHOTO-EDDYjw[参考文献27]来进行了过电流解析。该程序基于形状数据、物性值、边界条件、线圈电流的输入条件通过有限元法来计算磁场分布[参考文献24 26]。
~

[0192] 2.2.5 感应磁场的计算感应电场的计算式如在“2.1.2 解析方法（a）感应电场的计算式”中说明那样。使用了有限元法的解析的计算在将分辨率设定为约1mm的情况下需要约20小时。在解析结果的显示中使用了Femap。

[0193] 2.2.6 高刺激效率的磁体的设计和感应电场解析2.2.6.1 根据磁体的形状的刺激效率和鲁棒性的变化
为了确认通过在偏心8字型线圈上设置作为强磁体的铁的构件而在磁体中汇集从线圈向上方向扩大的磁场由此朝向脑模型表面形成强的磁场的情况、此外通过磁体内的感应电流新在脑表面形成感应电场来提高刺激效率的情况，进行了解析。此外，评价了附设有各种方式的磁体的线圈的鲁棒性。

[0194] （a）解析方法和评价基准解析方法如上述那样。刺激效率通过在脑模型表面的中央部分的感应电场强度的平均值进行评价。具体地，将处于离图37A和图37B所示的脑模型的表面中央部分半径10mm的球内的要素所具有的感应电场强度的平均值作为平均感应电场强度。

[0195] 关于鲁棒性，将具有在脑模型表面的中央部分的感应电场的最大值的70%的强度的区域作为有效刺激强度，将该区域的X轴方向和Y轴方向的每一个的最大长度的一半值作为鲁棒性评价指标的有效刺激距离。该有效刺激距离处于通过脑模型的上表面中央部的X轴方向的直线和Y轴方向的直线之上，将成为脑模型的上表面中央部上的感应电场强度的70%的强度的坐标与脑模型的上表面中央部的距离设定为“有效刺激距离”。

[0196] （b）解析模型制作了没有磁体22的模型（模型1）、具有长方体型磁体的模型（模型2）、具有在长方体型磁体的中央部分中形成有四边形的开口的方形框型磁体的模型（模型3）。线圈和磁体的配置22如前述那样。再有，在各解析中，从1起标注模型号码。模型2和模型3的尺寸如图37A和图37B所示那样。在图37B的方形框型磁体的情况下，认为开口的范围最优选流动感应电流的部分。因此，开口22a的大小决定为左右圆形线圈部分81、82的最外周导线部分的中心与开口缘一致。磁体22的相对磁导率为5, 000。磁体的导电率为各向同性的，为10, 000, 
000S/m。线圈8的下表面与脑模型90的上表面的距离为30mm。

[0197] 在图37A的长方体型磁体的情况下，认为在磁体22内流动的感应电流在磁体22的中央部分中最大。这是因为，从法拉第的电磁感应定律明显可知，磁体22的中央部分的磁通量密度的变化率最大，因此，该中央部分中的感应电场变大。此外，由于导电率为各向同性的，所以感应电流也变大。在切除了磁体22的中央部分的模型3（图37B）的情况下，认为磁通量在磁电阻低的方形框型磁体的上部和下部中在Y轴方向上延伸。因此，认为在方形框型磁体中磁场的泄漏较少，另一方面，认为：在长方体型磁体中磁体22的中央部分的感应电流在脑模型90的表面中央部感应电场，与此相对地，在方形框型磁体中不会感应那样的电场，因此，在具有方形框型磁体的模型3中得到了最高的刺激效率。

[0198] （c）解析结果在图38A 图38C中示出上述模型1 3的脑模型90的表面上的感应电场强度的解析结果。
~ ~
根据解析结果，没有磁体22的模型1（图38A）的脑表面平均感应电场强度为69.3V/m，具有长方体型磁体22的模型2（图38B）的表面平均感应电场强度为49.5V/m，具有框型磁体22的模型3（图38C）的表面平均感应电场强度为120V/m。

[0199] 在图39中示出模型1 3的每一个的刺激鲁棒性的评价结果。如图39（a）、（d）所示那~样，在没有磁体22的模型1的情况下，X轴方向有效刺激距离为0.041m，Y轴方向有效刺激距离为0.0678m。如图39（b）、（e）所示那样，在具有长方体型磁体22的模型2的情况下，X轴方向有效刺激距离为0.0304m，Y轴方向有效刺激距离为0.0735m。如图39（c）、（f）所示那样，在具有方形框型磁体22的模型3的情况下，X轴方向有效刺激距离为0.303m，Y轴方向有效刺激距离为0.0689m。

[0200] 关于刺激效率，模型3的刺激效率被大幅度地改善。具体地，模型3的刺激效率为模型1的刺激效率的173%。可是，模型2的刺激效率为模型1的刺激效率的约71%。关于刺激的鲁棒性，在模型间没有显著的不同。

[0201] 具有方形框型磁体22的模型3得到比没有磁体22的模型1高的刺激效率被认为是由于线圈8的磁场由于强磁体（铁）的存在而被汇集在磁体22中。此外，与具有长方体型磁体22的模型2相比在具有方形框型磁体22的模型3中得到更高的刺激效率被认为是因为，在长方体型磁体22中在磁体22的中央部分中流动的感应电流在脑模型90的表面形成与线圈8的电场相反方向的电场，与此相对地，在方形框型磁体22中不会形成那样的相反方向的电场。

[0202] 关于模型3为高刺激效率的情况，如果添加更电磁性的说明，则是因为，磁体所存在的部分的磁电阻显著地降低，因此，磁通量基本上通过磁体而能够更高效率地向脑表面送入磁场。

[0203] 图40A是示出在长方体型磁体的表面的感应电流密度（X方向分量）的等高线图，图40B是示出在长方体型磁体的表面的感应电流密度（Y方向分量）的等高线图。从图40A可知，在磁体22的中央部分中电流密度的Y轴方向分量具有比Y+方向强的强度，这在脑模型90的表面感应与线圈8所形成的感应电场相反方向（即，Y方向）的感应电场。与此相对地，如图
40B所示那样，在方形框型磁体中，在被切除的中央部分中不会感应Y+方向的感应电流，因此，不会使线圈8在脑模型90的中央部感应的感应电场衰减。

[0204] 图41示出将具有方形框型磁体的线圈的线圈中央部分从磁体朝向脑模型沿Z-方向延伸的线上的磁场强度部分的近似图表。在图41中，Z坐标的0为脑表面，图41表示贯穿线圈中央的Z方向线上的磁场密度。从图41已知，与没有磁体22的模型相比，在具有方形框型磁体22的模型中沿Z-方向形成强的磁场。

[0205] 2.2.6.2 根据磁体的电特性的刺激效率和鲁棒性的变化讨论了磁体的电特性即感应电流的方向对刺激效率造成的影响。

[0206] 通过层叠多个磁板来构成磁体22并且通过改变其层叠方向来限制了感应电流流动的方向。从上述的解析结果明显可知，当在Y轴方向上层叠磁板时，不会沿相同方向流动感应电流，因此，认为在具有方形框型磁体22的模型中利用线圈在脑表面中央部形成的感应电场不会受到影响。此外，认为：当在X轴方向上层叠X轴方向的磁体两端部分时，能够在磁体内流动线圈在脑模型表面上沿感应涡流的方向形成的感应电流。

[0207] 讨论仅对长方体型磁体进行。理由是因为，在磁体中央部中流动的感应电流通过调整磁板的层叠方向而能够大体上控制，此外，在将模型整体看作磁电路的情况下长方体型磁体的磁电阻比方形框型磁体的磁电阻小。

[0208] （a）解析模型准备了具有长方体型磁体的4个解析模型，即，在X轴方向上层叠有磁板的X层叠模型1（感应电流沿着YZ面流动的模型）、在Y轴方向上层叠有磁板的Y层叠模型2（感应电流沿着XZ平面流动的模型）、在X轴方向和Y轴方向上层叠有磁板的XY层叠模型3、没有磁体的无磁体模型4。

[0209] XY层叠模型3为如图42所示那样在X轴方向两端侧的区域中在X轴方向上层叠有磁板并且在处于该两端侧的区域之间的中间区域中在Y轴方向上层叠有磁板的模型。在该XY层叠模型3中，在磁体内流动与偏心8字型线圈8单体在脑内形成的感应电流相反方向的感应电流，其结果是认为：利用该感应电流在脑表面中央部沿与偏心8字型线圈8所形成的感应电场相同方向形成电场，刺激效率提高。在各模型中，脑模型90的表面与线圈8的下侧表面的距离设定为与实际的刺激环境大致相同的13mm。

[0210] （b）解析结果关于4个解析模型1 4，分别在图43A 图43D中示出脑模型90的表面的目标部位处的平~ ~
均感应电场强度的解析结果。根据解析结果，X层叠模型1的平均感应电场强度为120V/m，Y层叠模型2的平均感应电场强度为415V/m，XY层叠模型3的平均感应电场强度为502V/m，无磁体模型4的平均感应电场强度为139V/m。

[0211] 在图44中示出鲁棒性的评价结果。如图44（a）、（b）所示那样，X轴层叠模型1的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0242m、0.0644m，如图44（c）、（d）所示那样，Y轴层叠模型2的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0346m、0.0649m，如图44（e）、（f）所示那样，XY轴层叠模型3的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0607m、0.0697m，如图44（g）、（h）所示那样，无磁体模型4的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0327m、0.0598m。

[0212] 当考虑到通过过去的临床实验结果确认了当对脑的初级运动区附近施加约18A/2
m的感应电流密度时在手指中出现抽动（twitch）的情况时，在使刺激部位为灰质（将灰质的导电率设为0.11S/m）的情况下，根据j=σE的关系，得到了刺激效果的感应电场强度被认为是约164V/m。因此，确认了层叠模型3具有治疗所需要的刺激强度。

[0213] 从图44所示的脑表面感应电场的解析结果已知XY层叠模型3示出最高的刺激效率。Y层叠模型2示出无磁体模型4的刺激效率的2 3倍的高的刺激效率，但是，在脑模型的两~端区域中向下的感应电场进行作用。在XY层叠模型3中，在磁体内流动图45所示的感应电流，由此，在脑表面中央部分沿与偏心8字型线圈所形成的感应电场的方向相同的方向形成感应电场。根据这样的理由认为：在作为目标部分的中央部分得到了高的感应电场强度。

[0214] 在X层叠模型1的磁体内流动的电流最大，因此，认为发生了在脑模型上表面的中央部的感应电场强度降低的现象。

[0215] 关于全部模型，根据法拉第定律形成了贯通磁体的中央部分的最大的磁场，因此，认为那里感应了最大的电场。可是，感应电场的Y轴方向分量与X轴方向分量相比相当大，因此，不会在Y层叠模型2的磁体内流动Y轴方向的感应电流。因此，在产生了第二大的磁场的变化率的X层叠模型1的磁体内产生的感应电流为最大。

[0216] 在图46中示出磁体内的感应电流密度的解析结果的照片图像。从图46明显可知，能够确认在磁体内流动图45所示的感应电流。

[0217] 关于鲁棒性，Y层叠模型2和XY层叠模型3的鲁棒性与无磁体模型4的鲁棒性相比提高了约10%。此外，在XY层叠模型3的情况下，有效刺激距离在X轴方向上扩大2倍左右。这被认为是，偏心8字型线圈所形成的感应电场的局部性极高，但是，通过设置Y轴方向层叠磁体而在脑表面感应X轴方向的感应电场，由此，感应电场整体上在X轴方向上扩大。在XY层叠模型3的情况下，认为：由于同时在脑表面的两端部分形成的强的感应电场而感应电场整体上在X轴方向上扩大。

[0218] 2.2.6.3根据磁体的形状和电特性的组合的刺激效率的变化。

[0219] 根据上述的根据磁体形状的刺激效率的变化和根据磁体的电特性的刺激效率的变化的讨论，讨论了具有最佳的刺激效率的磁体的结构。如上述那样，关于磁体，能够确认利用其形状汇集Z+方向的磁场来形成朝向脑表面的较大的磁场。可是，在偏心8字型线圈的最外周导线部分的附近，由线圈感应的感应电流较小，从线圈产生的磁场也较弱，因此，认为即使磁体的Y轴方向长度比线圈的相同方向长度短，也对刺激效率没有影响。

[0220] （a）解析模型为了解析，制作了磁体的大小不同的3个XY层叠模型-220×122×10mm（模型1（图
47B））、220×100×10mm（模型2（图47A））、220×140×10mm（模型3）-。准备了这样的模型被认为是，覆盖偏心8字型线圈8的整体的大小的长方体型磁体22汇集线圈8所形成的大致全部的磁场，因此，刺激效率最好。此外，如上述那样认为XY层叠模型的刺激效率最好。进而，是因为认为：通过与那样的磁体相比较而得到了最佳的磁体形状。

[0221] （b）解析结果根据针对3个解析模型1、2、3解析脑模型表面的目标部位处的平均感应电场强度后的结果，模型1的平均感应电场强度为502V/m，模型2的平均感应电场强度为507V/m，模型3的平均感应电场强度为506V/m。因此，确认了X方向的长度最小的（100mm）模型2为最佳。

[0222] 在图48中示出评价了模型1 3的鲁棒性的结果。图47B的模型1的X轴方向有效刺激~距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0607m、0.0697m，图47A的模型2的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0529m、0.0666m，模型3的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0526m、0.0669m。

[0223] 如以上说明那样，关于刺激效率，模型1、2、3示出了相同程度的值。这是表示即使是Y轴方向的长度为100mm的模型2也得到了与Y轴方向的长度比其大的模型1、3相同程度的刺激效率。关于Y轴方向的刺激鲁棒性，在模型1、2、3之间没有较大的差异。关于X轴方向的刺激鲁棒性，模型1的刺激范围最宽广，与其相比其他的模型1、3的刺激范围小约13%。可是，如果考虑X轴方向的容许误差（约25mm）、位置对准用头盔模型的位置偏离误差等，则Y轴方向长度为100mm的最小模型2的磁体可以说具有最佳的刺激效率。

[0224] 2.2.6.4用于在家用线圈的层叠磁体的最佳的厚度从得到适于在家治疗用的重量的刺激线圈8这样的观点出发，讨论了能够将线圈所产生的磁通量充分地汇集并且得到需要的刺激效率的磁体的厚度。

[0225] （a）能够汇集由线圈产生的磁通量的磁体的厚度从线圈8的操作的方面出发，磁体越轻越是优选的。可是，当使磁体过于薄时，不能将从线圈8产生的磁力线汇集在磁体22内。因此，针对3个Y轴层叠模型（磁体的厚度为2mm、5mm、
10mm的模型1、2、3）近似地计算了能够将从线圈8产生的磁通量线大致全部汇集的磁体的厚度。在计算上，将各模型替换为图49的等效磁电路。在图49中，S为磁体22的YZ剖面的面积。

[0226] 由图49的等效电路得到的磁通量Φ由式（10）提供。在式（10）中，r1、…、r10(10圈卷线圈的情况)为偏心8字型线圈的各导线环的平均半径。在此，磁场H由下式表示。

[0227] [数式10]。

[0228] 接着，等效电路的方程式能够如下式的式（11）那样表示。

[0229] [数式11]。

[0230] 在此，N为线圈8的匝数，NI为磁动势。在电路中流动的电流为3kA，N=10。当假设空气的截面积100cm×100cm=1m2时，所求取的截面积S=2.937。在此，磁体22的YZ剖面中的Y轴方向的长度为120mm，因此，能够将从线圈产生的磁力线全部汇集在磁体22内的磁体22的厚度为约1.5mm（=2.937/120）。

[0231] （b）解析模型和评价方法制作3个Y层叠模型（磁体的厚度分别为2mm、5mm、10mm的模型1、2、3），针对各个模型计算脑表面感应电场强度并比较。

[0232] （c）解析结果根据其解析结果，模型1、2、3中的脑表面中央部分的平均感应电场强度分别为390V/m、
380V/m、415V/m。如该解析结果所示那样已知：磁体的厚度不会对脑表面感应电场的平均值提供较大的影响，即使在磁体22的厚度为2mm的情况下，也能够将从线圈8产生的磁通量全部汇集。厚度为2mm的磁体22的重量为40克，认为在实际的使用中重量不会成为问题。

[0233] 在磁体22的厚度为10mm的情况下，得到了稍微高的刺激效率。理由是因为，虽然在磁体的上表面流动的感应电流进行使线圈在脑表面形成的感应电场减弱的作用，但是由于毕奥•萨伐尔定律而感应电场的强度与距离的平方成反比例。认为：磁体22的上表面与脑模型90的表面的距离最大的模型3（磁体的厚度为10mm的模型）的该效果最弱因此为最高刺激效率。

[0234] 模型1的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0490m、0.0606m，模型2的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0485m、0.0590m，模型3的X方向的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0461m、0.0613m。

[0235] 2.2.6.5拱顶型线圈的特性评价（a）在在家用经颅磁刺激装置中最佳的刺激鲁棒性
讨论了能够进行根据患者自身的线圈位置的调整的头盔型的位置对准系统，但是，关于这样的自我调整型系统，期望能够容许约20 30mm的位置对准误差的鲁棒性能。此外，预~
先认识到磁体的特性与鲁棒性的关系是重要的。因此，准备各种磁体模型，针对每一个评价了刺激鲁棒性能。

[0236] （b）具有磁体的拱顶型线圈的刺激鲁棒性对在由专利文献3提出的拱顶型线圈（参照图50A和图50B）中设置有磁体的模型（图51A和图51B）的鲁棒性进行了评价。

[0237] （c）解析模型针对在图50A和图50B所示的拱顶型线圈的中空部配置有X轴方向层叠磁体的模型（图
51A和图51B）评价了脑表面感应电场以及X轴方向和Y轴方向的刺激鲁棒性。准备了没有磁体的拱顶型线圈模型（模型1）、具有厚度4mm的磁体的拱顶型线圈模型（模型2）、具有厚度
12mm的磁体的拱顶型线圈模型（模型3）。在图51A和图51B中在线圈模型之下出现的部分为脑模型90。

[0238] 采用在X方向上层叠有磁板的磁体22是因为拱顶型线圈不会扰乱在脑模型内形成的感应电场的分布。该模型被认为能够在不过剩地变化刺激鲁棒性的情况下提高刺激效率。

[0239] （d）解析结果分别在图52A 图52C中示出针对线圈模型1 3的脑表面感应电场的解析结果。根据解析~ ~
结果，线圈模型1（无磁体、图52A）的平均感应电场强度为71.8V/m，线圈模型2（磁体的厚度为4mm、图52B）的平均感应电场强度为453V/m，线圈模型3（磁体的厚度为12mm、图52C）的平均感应电场强度为501V/m。如该结果所示那样已知，通过设置X方向层叠磁体，从而将拱顶型线圈所形成的磁场汇集在磁体中，飞跃性地提高脑的刺激效率。此外，认为：当磁体22的厚度变大时，磁体22的下表面与上表面的距离变大，由此，利用上表面的感应电流减弱脑表面感应电场的作用变小，因此，在磁体22的厚度为12mm的线圈模型3中进一步增加了脑表面感应电场。

[0240] 在图53A和图53B中示出没有磁体22的线圈模型1中的X轴方向和Z轴方向的鲁棒性。没有磁体22的线圈模型1的X轴方向和Y轴方向的有效刺激距离为0.0821m、0.0450m，具有厚度4mm的磁体22的线圈模型2的X轴方向和Y轴方向的有效刺激距离为0.0755m、0.0555m，具有厚度12mm的磁体的线圈模型3的X轴方向和Y轴方向的有效刺激距离为
0.0745m、0.0560m。

[0241] 从该结果已知，通过设置X轴方向的层叠磁体22，从而X轴方向的有效刺激距离减少。此外，确认了：通过配置磁体22，从而刺激范围的形状更接近圆形。具有厚度4mm的磁体22的线圈模型2的电感为85.9μH。与偏心8字型线圈相比，线圈8的卷密度和截面积大且在线圈8的内部配置有磁体，因此，认为电感变大。

[0242] （d）刺激鲁棒性的比较在图54中总结了针对上述的多个解析模型评价的刺激鲁棒性（有效刺激距离）。图54的号码的线圈模型（以下，设为CM1 CM14。）如以下那样。
~
CM1：具有X层叠长方体型磁体（220×122×10mm）的线圈模型；
CM2：具有Y层叠长方体型磁体（220×122×10mm）的线圈模型；
CM3：具有XY层叠长方体型磁体（220×122×10mm）的线圈模型；
CM4：无磁体线圈模型；
CM5：具有XY层叠长方体型磁体（220×100×10mm）的线圈模型；
CM6：具有XY层叠长方体型磁体（220×140×10mm）的线圈模型；
CM7：具有Y层叠长方体型磁体（220×122×2mm）的线圈模型；
CM8：具有Y层叠长方体型磁体（220×122×5mm）的线圈模型；
CM9：无磁体拱顶型线圈模型；
CM10：具有X层叠长方体型磁体（厚度4mm）的拱顶型线圈模型；
CM11：具有X层叠长方体型磁体（厚度12mm）的拱顶型线圈模型；
CM12：在离磁体距离10mm的位置插入有铁氧体（倒勾为15mm）的线圈模型；
CM13：具有X层叠方形框型磁体的线圈模型；
CM14：具有Y层叠方形框型磁体的线圈模型。

[0243] 从图54已知以下的情况。X轴方向的有效刺激距离比无磁体模型CM4小的模型仅为具有X层叠长方体型磁体（220×122×10mm）的线圈模型CM1。理由是因为，X方向层叠磁体内的感应电流以使由线圈形成的脑表面感应电场小的方式进行作用。

[0244] 即使在偏心8字型线圈上设置磁体22，Y轴方向的有效刺激距离也不会发生较大的变化。认为理由是因为，偏心8字型线圈在脑表面中央部分形成的感应电场的Y轴方向分量充分强，因此，即使受到由磁体22形成的感应电场的影响也依然维持较大的值。

[0245] 关于XY层叠磁体的线圈模型CM3、CM5、CM6，虽然刺激方向与高鲁棒性的拱顶型线圈不同，但是具有同等的刺激范围。理由是因为，在XY层叠磁体之中，X方向层叠磁体部分的感应电流向使偏心8字型线圈在脑模型的两端区域形成的感应电场加强的方向进行作用，但是，Y方向层叠磁体部分的感应电流形成与偏心8字型线圈在脑模型的中央形成的感应电场正交的方向的电场。即，是因为，磁体内的感应电流进行作用，以使将8字型线圈所形成的脑内感应电场在X轴方向上延长。

[0246] 在具有方形框型Y层叠磁体的线圈模型CM14中，通过调整层叠方向，从而能够抵消线圈在脑表面形成的感应电场。此外，在中央部分的磁体部分被切除的线圈模型CM13、CM14中，在该中央部分的正下方的部分形成的感应电场不会受到影响，因此，认为X轴方向和Y轴方向的有效刺激距离如图55A和图55B所示那样延伸。

[0247] 2.2.7 抑制泄漏磁场的磁体的设计和泄漏磁场的解析（a）泄漏磁场
利用了放射线的在家系统需要满足国际非电离辐射防护协会（ICNIRP）所确定的即使人类被放射线照射也安全的电磁波电平（electromagnetic wave level）的安全基准（参照表3）。在经颅磁刺激装置中，因此设想的刺激条件为约3kHz，因此，容许磁场电平（magnetic field level）为21A/m。

[0248] [表3]。

[0249] 在患者以外的非医疗从事者操作系统的情况下，认为非医疗从事者从刺激线圈8接近到60 100cm。因此，为了确保向非医疗从事者的安全性，期望将从刺激线圈8起离开60~ ~100cm的场所中的磁场电平设定为安全值以下。

[0250] 另一方面，认为：在具有Y方向层叠长方体型磁体的线圈模型中，从线圈8产生的磁场的全部不通过层叠磁体22的内部，一部分泄漏到磁体22的外部的空间。因此，针对具有Y方向层叠长方体型磁体22的线圈模型解析泄漏到磁体22的外部的磁通量。在图56中示出用于解析的等效磁模型。在式（12）中示出图56的等效电路的磁电路方程式。

[0251] 。

[0252] 在式（12）中， 与对从线圈8产生的磁通量的密度乘以空气的磁导率而得到的值同等。如式（11）那样近似从线圈8产生的磁场，带入下式。
。

[0253] 此时，如式（13）那样计算通过磁体22的磁通量。

[0254] [数式12]。

[0255] 能够假定在磁电路中流动的磁通量不减少，因此，式（14）成立。

[0256] [数式13]。

[0257] 能够假定磁电路的表面积也不减少，因此，式（15）成立。

[0258] [数式14]。

[0259] 当解开式（14）和（15）的联合方程式时，不进入到磁体而泄漏到空气区域的磁通量的大小由式（16）提供。

[0260] [数式15]。

[0261] 像这样，能够预想：从磁体22泄漏的磁通量较大，因此，在线圈8的周围产生强的泄漏磁场。认为在Z轴方向上泄漏的磁通量最强，但是，也预想X轴方向或Y轴方向的泄漏磁通量。因此，设想覆盖磁体22和线圈8的形式的磁屏蔽罩（magnetic shield），考虑泄漏磁场的削减。

[0262] 对磁屏蔽罩的介质进行讨论。如果线圈电流为3kA，则在磁体22的表面流动的电流I被认为最大约1kA。因此，基于毕奥•萨伐尔的方程式如式（17）那样得到利用磁体22内的感应电流在从线圈中央部向Z轴方向离开约1m的场所产生的磁场的强度。

[0263] [数式16]。

[0264] 实际上在磁屏蔽罩中流动的电流被认为若干小，但是，当考虑磁场的安全性基准为21A/m时，磁体22内的感应电流所形成的磁场强度为不能忽视的大小。关于磁屏蔽罩，优选使用不仅防止泄漏磁场而且在其中尽量不流动感应电流那样的铁氧体那样的材质。

[0265] （b）解析模型和评价基准图57的解析模型与图35所示的解析模型相似，但是，在空气区域的大小和磁屏蔽罩存在的方面不同。空气区域的大小设定为2m×2m×2m，以便遍及宽广的范围讨论泄漏磁场的影响。如图57所示那样，磁体22为在Y轴方向上层叠有磁板的220mm×120mm×10mm的长方体型磁体。磁体22的导电率为107S/m，相对磁导率为1, 500。包围磁体22的上方和4个侧方的磁屏蔽罩91由Ni-Zn铁氧体形成，其导电率为10-5S/m，相对磁导率为1, 500。磁体22与磁屏蔽罩91的Z方向的间隔设定为20mm，磁体22的下表面与磁屏蔽罩91的顶棚面（内表面）的距离设定为46mm。制作磁体22与磁屏蔽罩91的XY方向的间隔不同的3个模型-间隔5mm（模型
1）、间隔10mm（模型2）、间隔20mm（模型3）-、以及没有磁屏蔽罩的模型（模型4），计算了每一个的泄漏磁场强度。

[0266] 由于泄漏磁场的安全性基准21A/m为比较小的值，所以认为也考虑在强磁体内部产生的比较小的感应电流的影响是重要的。因此，优选的是，由铁氧体那样的导电率小的物质包围层叠磁体22，由此，不仅从线圈8产生的磁场而且从磁体22产生的磁场也不会被泄漏到外部。在线圈装置的小型化的方面，铁氧体与层叠磁体22的距离优选尽可能小的一个，但是，当两者过于接近时，不是层叠磁体22而是铁氧体成为磁电阻更小的磁通路，向脑的刺激效率降低。

[0267] 针对X+方向和X方向、Y+和Y方向、Z+方向这5个方向测量从线圈中心到成为磁场强度21A/m的位置的距离并比较。解析模型中的空气元素的大小较大，因此，在对将各空气元素的磁场强度采用为纵轴而将磁体22离上表面中央部的距离采用为横轴后的图表进行幂函数（power function）近似之后，测量了磁场强度。作为近似手法，以接近y=Cx-2的形式的方式使用统计分析自由软件（free software）“R”并且使用非线性回归分析来进行了幂近似。作为理由是因为电磁波的衰减与距离的平方成反比例。

[0268] （c）解析结果在表4中示出针对模型1 4计算的泄漏磁场强度。在磁场强度未收敛于21A/m的解析（在~
表中，由（）包围了数值的解析）中，记载了位于空气区域的端的离线圈8的中央部1m的位置处的磁场强度。

[0269] [表4]。

[0270] 从表4明显可知，具有磁屏蔽罩的模型（模型1 3）的Z+方向泄漏磁场与没有磁屏蔽~罩91的模型（模型4）相比减少。此外，磁屏蔽罩91与磁体22的距离越小，泄漏磁场越是减少。

[0271] 确认了：关于X轴方向和Y轴方向，通过设置磁屏蔽罩91而泄漏磁场减少，但是，已知：磁体22与磁屏蔽罩91的距离越小，泄漏磁场越大。这被认为是由于，随着磁体22与磁屏蔽罩91的距离变大，则磁力线的曲率半径变大。例如，在磁屏蔽罩91与磁体22的距离为5mm的情况下，磁力线相对于磁屏蔽罩91的入射角变小，其结果是认为，磁力线容易被磁屏蔽罩91吸收，Z轴方向的泄漏磁场变小。

[0272] 实际上，如表示了通过磁体22的中央的XZ剖面的磁场分布的图58所示那样，磁屏蔽罩91与磁体22的水平方向的距离为5mm时（磁屏蔽罩91A）的磁力线相对于磁屏蔽罩91的入射角与磁屏蔽罩91与磁体22的水平方向距离为20mm时（磁屏蔽罩91B）的入射角相比较大，因此，关于Z+方向磁力线到达到更远。再有，磁屏蔽罩91A和91B是择一的。在图58中，实线93为磁体与铁氧体的距离为5mm时的磁力线，虚线94为磁体与铁氧体的距离为20mm时的磁力线。

[0273] 此外，关于X轴方向和Y轴方向评价了X轴方向的沿着磁屏蔽罩91的上表面的磁场强度，但是，在铁氧体的磁屏蔽罩91与磁铁22的距离为5mm的情况下磁场强度的峰值处于接近部分93m的部分，在20mm的情况下磁场强度的峰值处于离部分94mZ轴负方向的稍微远的部分。在磁体-铁氧体间距离为20mm的模型中，磁场强度变小。

[0274] 没有磁屏蔽罩91的模型4的电感为16.7μH，将磁屏蔽罩91与磁体22的距离设定为5mm的模型1 3的电感分别为17.0μH、16.8μH、16.7μH。认为：磁屏蔽罩91与磁体22的距离越~
小，则来自线圈8的磁通量越是通过磁屏蔽罩91，因此，电感变大。

[0275] 模型1 4中的脑表面中央部分的感应电场强度的平均值分别为287V/m、307V/m、~304V/m、300V/m。根据该结果：当磁体22与磁屏蔽罩91的距离为10mm以下时，磁屏蔽罩91的磁电阻比磁体22的磁电阻小，其结果是认为，脑表面感应电场变弱。因此，磁体22与磁屏蔽罩91的距离设定为约10mm被认为是适当的。

[0276] 2.2.8 将泄漏磁场抑制为最小限度的磁屏蔽罩的最佳化从表4可知，没有关于全部方向满足国际非电离辐射防护协会（ICNIRP）所确定的安全基准21A/m的模型。因此，改良将磁体22与磁屏蔽罩91的距离设定为10mm的模型，如图59所示那样，制作了在箱型磁屏蔽罩91的与线圈相向的下端开口设置有从该下端朝向内部在水平方向上突出的环状的凸缘（倒勾）91F的解析模型。

[0277] （a）解析模型如图59所示那样，制作了凸缘91F的宽度为5mm、10mm、15mm的3个解析模型（模型M1~
M3）。凸缘91F的材料为Ni-Zn铁氧体。

[0278] （b）解析结果在表5中示出针对图59的各解析模型解析的泄漏磁场。在磁场强度未收敛于21A/m的解析（在表中，由（）包围了数值的解析）中，记载了作为空气区域的端的离线圈中央在水平方向上1m的位置处的磁场强度。

[0279] [表5]。

[0280] 在此，铁氧体的倒勾为上述凸缘91F。模型M1 M3的目标地点处的脑表面感应电场~的平均值分别为309、309、309V/m。因此，凸缘91F的长度为15mm为最佳。最长的凸缘91F为有效的理由是因为，如图60所示那样，想要从磁屏蔽罩91的底部开口漏出的磁通量的一部分被凸缘91F捕获（trap）。

[0281] 解析的结果是，使将磁体22与磁屏蔽罩91的距离设定为10mm并且设置长度15mm的凸缘91F的模型的泄漏磁场关于没有磁屏蔽罩91和凸缘91F的模型的X+方向改善到56.8%，关于X方向改善到51.2%，关于Y+方向改善到67.0%，关于Y方向改善到70.0%，关于Z方向改善到51.2%。

[0282] 当假定医疗从事者在线圈8的背后（相对于线圈在Y方向上离开的场所）时，X方向的泄漏磁场不会成为问题。此外，在设想医疗从事者以其手支持刺激线圈的状态的情况下，能够在Y方向和Z方向上获得手臂的长度的量的距离。

[0283] 具有5mm的凸缘91F的模型的线圈电感为16.9μH，具有10mm的凸缘91F的模型的线圈电感为17.1μH，具有15mm的凸缘91F的模型的线圈电感为17.4μH。认为：凸缘91F的长度越大，通过磁屏蔽罩91的磁通量越多，电感越大。

[0284] 没有磁屏蔽罩91的模型的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0455m、0.0604m，具有带有凸缘91F的磁屏蔽罩91（磁体22与磁屏蔽罩91的水平方向的距离为10mm，凸缘91F的长度为5mm）的模型的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0459m、0.0605m，具有带有凸缘91F的磁屏蔽罩（磁体22与磁屏蔽罩91的距离为
10mm，凸缘91F的长度为10mm）的模型的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0461m、0.0608m，具有带有凸缘91F的磁屏蔽罩91（磁体22与磁屏蔽罩91的水平方向的距离为10mm，凸缘91F的长度为15mm）的模型的X轴方向有效刺激距离和Y轴方向有效刺激距离分别为0.0464m、0.0629m。

[0285] 3 考察3.1 将磁体配置在8字型线圈之上的理由
为了感应磁通量，进行例如在螺线管（solenoid）中在线圈8的内侧配置磁体。可是，在经颅磁刺激装置中利用的偏心8字型线圈的两个圆形线圈部分81、82为将导线卷成例如10圈左右螺旋状（螺旋形）后的部分，因此，难以在形成于该圆形线圈部分81、82的中央的较小的空间中有效地配置铁芯等磁体22并且也花费费用，因此，对于在家用线圈8是不适合的。
代替地，也提出了在患者的头部埋入磁体而将磁通量汇集于那的方法。可是，该方法需要开颅手术，不能活用将非侵袭性作为优点的经颅磁刺激治疗的特征。与此相对地，在线圈8之上配置磁体22的结构为消除上述的全部的问题的结构，并且，有能够将从线圈产生的磁通量汇集到治疗所需要的程度这样的优点。

[0286] 3.2 将Ni-Zn铁氧体磁芯（ferrite core）用于磁屏蔽罩的理由在线圈的内侧配置的磁体22也能够作为磁屏蔽罩91发挥作用。例如，只要为3kHz左右的频率，则仅仅是磁体22内部的感应电流实质上被消除而仅存在于磁体22的表面。可是，在经颅磁刺激装置的情况下，即使为微小的电流，由此产生的电磁波也有可能减少治疗效果，因此，磁体作为磁屏蔽罩91难以说是充分有效的。

[0287] 与此相对地，Ni-Zn铁氧体的相对磁导率为1, 500，导电率为0.00001S/m左右，实质上能够看作绝缘体。此外，Ni-Zn铁氧体的相对温度系数也为约1 3，磁导率难以受到温度~的影响。进而，关于铁氧体，其磁导率在某个频率之前取固定的值，但是，当超过该频率时磁通量密度不能追随磁场的变化，产生磁通量密度相对于磁场的相位的延迟。可是，Ni-Zn铁氧体（HF70）具有某个磁导率-频率特性，不会对刺激频率为约3kHz的经颅磁刺激治疗造成坏的影响。因此，对于用于磁屏蔽罩91的材料，认为Ni-Zn铁氧体是适当的。

[0288] 3.3 在家治疗中的刺激线圈固定方法在设想神经障碍性疼痛患者自己操作在家治疗用的经颅磁刺激装置来进行治疗的状况的情况下，优选的是，患者自身能够将刺激线圈8定位于每次相同的场所。因此，提出了使患者装配头盔并且将刺激线圈8固定于该头盔的技术。在这样的方式的情况下，期望能够相对于头盔简单地装配刺激线圈8。

[0289] 3.4 刺激线圈的重量根据上述的解析求取的最佳的形状的磁体22和磁屏蔽罩91的合计重量为约2.1kg。偏心8字型线圈自身的重量为约1kg。因此，包含磁体22和磁屏蔽罩91的线圈装置整体为约
3kg，其为即使在在家用系统中也能够稳定支承的重量。

[0290] 3.5 刺激线圈装置的电感被认为据说是最适当的磁体铁氧体模型的电感为约17.4μH。关于线圈的电感，仅在空气区域中进行解析，使用空气区域中的磁场能量的总和基于式（18）来计算。

[0291] [数式17]。

[0292] 为了得到磁刺激治疗的效果而被认为有效的脉冲宽度（T）为约200 300μs。因此，~当将线圈的电容设为C=180μF时，根据式（19），线圈8的电感为5.63μH 12.6μH。
~

[0293] [数式18]。

[0294] 3.6 铁芯内的感应电流在磁体22中流动的感应电流基于法拉第定律由磁通量的变化率决定。在该情况下，认为感应电流受到磁体被磁场磁化的速度和从线圈产生的磁场发生变化的速度的影响，但是，前者与后者相比充分大，因此，认为实际上在磁体内流动的感应电流与在解析中得到的感应电流大致相等。

[0295] 3.7 关于铁的磁饱和铁具有迟滞现象的磁特性。另一方面，通过磁体22的磁通量计算为0.328τ（参照式（13）），但是，当考虑迟滞现象时，在高磁场下相对磁导率变低。当考虑该方面时，磁体内的感应电场密度被认为是约10 50τ。由于铁的饱和磁通量密度为2.15τ，所以为了在铁中得到~
期望的特性，将铁的厚度变厚，由此，存在需要增加磁通量等改善的可能性。

[0296] 3.8 用于层叠磁体的绝缘体在多个磁板之间夹着绝缘体来形成层叠磁体22。在该情况下，认为对于绝缘体能够优选利用Mn-Zn类铁氧体。关于Mn-Zn类铁氧体，其相对磁导率为与铁相同的5, 000，体积电阻率为0.3Ω·m，适应频率只是为1MHz。

[0297] 3.9 根据刺激效率的改善的刺激装置的小型化（低价格化）能够制作得到无磁体线圈模型的3.93倍的刺激效率的有磁体线圈模型。为了得到有效的治疗效果而需要的初级运动区的感应电流强度为固定，但是，脑内感应电流的大小与线圈电流成比例。在上述的解析中，将线圈电流设定为3kA。此时，由包含XY层叠磁体的线圈模型在脑内感应的电场为507V/m。在过去的临床实验结果中报告了为了得到有效的治疗效果而初级运动区所需要的感应电流密度为180A/m2。当将刺激部位的导电率假定为与灰质的导电率相同的0.11S/m时，为了得到有效的治疗效果而需要的脑内感应电场强度为200V/m。
因此，在层叠磁体的线圈模型的情况下，认为：只要将在1.18kA具有峰值的脉冲电流向线圈施加，则能够发挥有效的治疗效果。只要能够降低峰值电流，则能够大幅度地缩小磁场产生装置的电容器或升压电路，与此伴随地，也能够大幅度地降低系统的成本。

[0298] 4 结论本实施方式与将利用经颅磁刺激的神经障碍性疼痛患者的在家治疗作为目的的刺激线圈的开发有关。因此，利用数值解析来求取了刺激效率最好的线圈模型。接着，利用数值解析求取了维持良好的刺激效率并轻量的线圈模型。此外，利用数值解析求取了将向人体的影响减少的带有磁屏蔽罩的线圈模型。根据以上的数值解析得到了以下的结论。

[0299] 4.1 在在偏心8字型线圈上设置有220mm×100mm×2mm的XY层叠磁体（在X方向两端部为X层叠，在中央部为Y层叠）的线圈模型中，能够使在从线圈离开13mm的脑模型表面的中央部分的感应电场强度为507V/m，相对于没有磁体的线圈模型将刺激效率改善265%。

[0300] 4.2 针对刺激鲁棒性对于磁体的形状或磁屏蔽罩使用铁氧体，由此，扩大X轴方向的有效刺激距离。具体地，能够在插入了Y轴层叠磁体时使X轴方向的有效刺激距离为2倍左右大。此外，根据将XY层叠磁体和磁屏蔽罩组合后的线圈模型，得到了X轴方向有效刺激距离为0.0464m、Y轴方向的有效刺激距离为0.0629m的、具有位置偏离容许误差大的刺激鲁棒性的在家治疗用线圈。

[0301] 4.3 在通过箱型磁屏蔽罩覆盖磁体（与磁体的距离为10mm）并且沿着箱型磁屏蔽罩的下部开口缘安装有宽度15mm的凸缘的线圈模型的情况下，沿X+方向离开1m的场所的磁场强度为51.4A/m，沿X方向离开1m的场所的磁场强度为42.1A/m，沿Y+方向离开1m的场所的磁场强度为21.84A/m，沿Y方向离开0.965m的场所的磁场强度为21A/m，沿Z+方向离开0.329m的场所的磁场强度为21A/m，所述箱型磁屏蔽罩由Ni-Zn 铁氧体的250×150×5mm的大小的长方体（顶板）、240×5×46mm的大小的2个长方体（前后板）和5×150×46mm的大小的2个长方体（侧板）构成。因此，设置有磁屏蔽罩的线圈模型即使从线圈的中央沿Z+方向接近到33cm，沿Y方向接近到97cm，也对人体没有影响。

[0302] 4.4 线圈和层叠钢铁板的尺寸在本实施方式中，线圈的尺寸采用以下的数值来进行了模拟。最外侧外径为100mm，内径为20mm，匝数为10。导线采用纵6mm×横2mm的剖面。在导线彼此中最接近的部分的间隙为
0.5mm。对线圈施加的电流为3kA，频率为3.15kHz。此外，关于钢铁板的尺寸如以下那样为宽度220mm、高度122mm、厚度10mm。使铁的比重为7.85t/m3而钢铁板的重量大概为2.1kg。相对磁导率为5000，关于导电率为1.0×107S/m，此外在与层叠垂直的方向上为1.0×10-7S/m。假设钢铁板位于离中央偏心8字型线圈的上部表面3.5mm上部。关于模拟了脑的导体，使导电率为0.11S/m，采用纵140mm、横140mm、高度40mm。该导体设定为位于离线圈下部表面10mm下。实验整体的模型如图61所示那样。刺激强度通过将离刺激中心半径10mm以内的元素中的电场矢量的大小平均后的大小来评价。

[0303] 4.5 不同方向的层叠钢铁板的组合对钢铁板的最佳的层叠方向进行讨论，因此，准备了不改变实验整体的外观而变更了钢铁板的种类的模型，首先，针对3种钢铁板将没有层叠的钢铁板、纵向层叠的钢铁板、横向层叠的钢铁板模型化。关于这些3个模型，进行了与不并用钢铁板的模型中的刺激强度的比较。接着，准备了中央部为横向层叠而侧部为纵向层叠那样的将不同方向的层叠组合后的钢铁板的模型。该模型的外形如图62所示那样。绘制了使侧部的纵向层叠部分的宽度分别从6mm变化到36mm而达成侧部的宽度的平均电场强度的关系。在图62中，22X为X方向层叠磁体，22Y为Y方向层叠磁体，Y方向层叠磁体22Y在X方向上被一对X方向层叠磁体22X夹持设置。

[0304] 4.6 根据层叠钢铁板的向刺激强度的影响如图63A 图63E所示那样，利用层叠钢铁板较大地提高了刺激强度（感应电场强度）。关~
于没有层叠的钢铁板和横向层叠的钢铁板，在中央的平均电场强度分别为218V/m、335V/m（图63B和图63C）。其相对于没有钢铁板的情况下的电场强度（160V/m、图63A）分别为1.5倍、
2.1倍。另一方面，利用纵向层叠的刺激强度为111V/m（图63D），相对于没有钢铁板的情况减少。

[0305] 本结果暗示作为基本原理存在由于钢铁板的高的磁导率造成的线圈磁场的强度上升的情况。此外，根据这些结果也已知以下这样的情况：存在与由于高磁导率造成的刺激强度的上升效果相比由于在钢铁板内产生的损失感应电流造成的刺激强度的减少效果较高的事例。该坏的事例即为纵向层叠。

[0306] 如图64（a1）和图64（a2）所示那样，在纵向层叠钢铁板内产生根据8字型线圈的涡流，该感应电流对于刺激强度具有较大的抑制效果。在该事例下，关于从线圈产生的磁通量，针对交链磁通量组的钢铁板的截面积非常大成为原因，产生较大的损失电流。此外，已知：即使关于如图64（b1）和图64（b2）那样横向层叠的情况，在钢铁板内也存在产生损失电流的区域。因此，设想：虽然使用了横向层叠的钢铁板时的刺激强度与没有钢铁板的情况相比上升，但是在刺激强度存在若干的减弱。

[0307] 4.7 关于钢铁板相对于中央偏心8字型线圈的最佳的层叠方向的比率已知：如图63E所示那样，将不同方向的层叠钢铁组合后的模型与做成单方向的层叠钢铁的模型相比较能够达成更强的刺激强度。在图65中，示出了成为纵向层叠的侧部的宽度与刺激强度的关系。当将侧部宽度最佳化时，在宽30mm的情况下刺激强度为456V/m。此外，关于电感，在没有铁芯的模型中为11.7μH，与此相对地，在利用了30mm宽度的组合层叠钢铁板的情况下为17.2μH。

[0308] 这些结果暗示这样的情况：通常，线圈磁场的方向根据空间位置发生变化，因此，层叠的设计也为分别的是有效果的。如前述那样，在钢铁板的中央部从钢铁板上部来看存在许多横向的磁场，因此，层叠的方向也为横向是适当的。该横向的磁场是支配性的。区域通过在使纵向层叠的宽度为30mm时能够达成最大的刺激强度而能够预想。另一方面，在钢铁板的端部，磁通量垂直地进入到钢铁板表面的情况较多。关于该垂直的磁场，据说横向的层叠、纵向的层叠哪一个都好。已知：如图64C所示那样，横向的层叠部和纵向的层叠部的断绝高明地阻碍在钢铁板内产生的损失感应电流，与横向地使用了单方向的层叠铁芯的情况相比，在组合钢铁板中感应电流被抑制得相当小。最终，在中央偏心8字型线圈中并用组合层叠钢铁板的模型与没有钢铁板的情况相比能够达成2.8倍的刺激强度，此外因此与没有铁芯的通常的8字型线圈相比能够达成3.4倍的刺激强度。

[0309] 另一方面，通过并用钢铁板，从而电感的值与未使用钢铁板的情况相比若干大，因此，预想了在TMS中的刺激脉冲的频率存在若干的变化。可是，TMS线圈的电感典型地为10μH至35μH的值，认为该电感的变化能够通过适当地选择具有适当的值的电感器的电路来处理。此外，近年来，也进行了能够在不依赖于电感的值的情况下生成自由的形状的脉冲的电路的研究，认为：通过使用这样的电路，从而即使不考虑电感的变化也变好。

[0310] 作为最终结论，已知：将横向的层叠和纵向的层叠组合后的钢铁板对于刺激强度的提高是非常有效果的，其强度与不使用钢铁板的情况相比为2.8倍。由该结果暗示了考虑从TMS线圈产生的磁场的方向来确定钢铁板的层叠方向是重要的。通过使用层叠钢铁板，从而能够减少向线圈8施加的电流，因此，能够在不使用除热机构的情况下抑制线圈8的加热。由此，能够进行高输出且高频度的rTMS的实施手术，此外TMS设备自身也能够较小地便宜地进行制作。

[0311] 如以上说明那样，在偏心8字型线圈8组合磁体22和磁屏蔽罩91后的线圈能够作为在家用磁刺激装置用的线圈充分利用。

[0312] 产业上的可利用性如以上详细描述那样，根据本发明，能够提供线圈装置以及具有线圈装置的经颅磁刺激装置，所述线圈装置能够对脑的磁刺激对象区域（称为应该提供磁刺激的区域）产生与现有技术相比较高的感应电场强度，与现有技术相比较具有鲁棒性，能够用于例如在家用磁刺激装置。

[0313] 本发明的经颅磁刺激装置用线圈装置是，一种经颅磁刺激装置用的线圈装置，所述经颅磁刺激装置将绕组线线圈设置为与人类的头部表面相向并且利用电磁感应在脑内的磁刺激对象区域中产生由感应电场引起的电流来刺激神经元，所述线圈装置的特征在于，具备：线圈，沿着规定的基准面卷绕导线来构成；以及磁体，被设置为在作为与所述头部隔着所述线圈相反侧的、所述线圈的上方的位置与所述线圈相向，在所述线圈被驱动时流动由感应电场引起的电流，并且利用由该感应电场引起的电流使在所述脑内的磁刺激对象区域中流动的由感应电场引起的电流与没有磁体时相比较增大。因此，根据本发明，能够对脑的磁刺激对象区域产生与现有技术相比较高的感应电场强度，与现有技术相比较具有鲁棒性，能够用于例如在家用磁刺激装置。进而，在前述线圈的卷绕方向上层叠来构成前述磁体的情况下，能够使在上述脑内的磁刺激对象区域中流动的由感应电场引起的电流进一步增大。

[0314] 附图标记的说明1…经颅磁刺激装置、
4…磁刺激装置、
5…线圈装置、
6…控制单元、
8…线圈、
8L…中心轴、
9…壳体、
22、22A 22H…磁体、
~
25…线圈驱动电路、
26…电缆、
31…晶闸管、
31D…二极管、
61…交流电源、
62…电源电路、
63…升压电路、
64…电容器、
65…电阻、
66…半导体开关、
67…控制电路、
80…导线、
81、82…线圈部分、
83、84…线圈部分的中心、
85…线圈的中央部、
90…脑模型、
91、91A、91B…磁屏蔽罩、
91F…凸缘、
100A 100D…磁体。
~

[0315] 参考文献：[1] MOUCHAWAR GA, NYENHUIS JA, BOURLAND JD, GEDDES LA, "GUIDELINES OR 
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